时间：2022-04-17 06:02:46
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1前言
弓步技术是击剑比赛中运动员得分的主要技术［5］。研究表明，在击剑比赛中，男子运动员平均每23．9s使用一次弓步，女子运动员平均每20s就会使用一次弓步［2］。弓步的质量直接关系比赛胜负，弓步速度是评价弓步质量的重要指标，也是评价击剑运动员竞技水平的重要依据［5］。有研究发现，击剑运动员弓步速度与弓步动作中后腿伸膝最大角速度显著相关，后腿的蹬伸速度是弓步速度的主要决定因素之一。舒建平［4］采用APAS系统对击剑弓步动作进行分析后认为，运动员弓步动作中双侧膝关节角度变化大小是决定击剑弓步速度的主要因素。在击剑弓步动作中，运动员前腿和后腿执行不同的运动模式，后腿伸肌群快速收缩使后腿蹬地为弓步动作提供驱动力，而前腿快速伸膝带动小腿向前踢出［14，15］。在弓步动作开始后，前腿的快速摆动能获得较大的冲力，延长后腿蹬地的时间，配合后腿蹬地带动人体总重心前移，且前腿向前摆动时膝关节的伸展程度能够对弓步深度产生影响。另外，有研究报道，弓步速度和前腿膝关节最大功率到达时间及平均功率存在关联［6］。综合已有研究可以发现，下肢双侧膝关节在击剑弓步动作中的运动表现是影响弓步速度的重要因素。然而，已有研究大多集中在运动员双侧膝关节在弓步动作中的生物力学表现与弓步速度的关系方面，而不同水平运动员双侧膝关节在弓步过程中的生物力学表现差异对弓步质量的影响鲜见报道。本研究通过比较一般运动员与优秀运动员双侧膝关节在弓步过程中生物力学表现的差异，探究影响击剑弓步速度的生物力学因素，为提高击剑运动员弓步质量提供参考。
2研究对象和方法
2．1研究对象上海市男子重剑队运动员7人，其中，运动健将4人，一级运动员3人，为优秀运动员；某体育学院运动训练专业及附属竞技学校男子击剑二级运动员9人，为一般运动员。
2．2研究方法
2．2．1实验方案测试之前受试者进行5min慢跑，跑步机速度设置为6．5km／h。慢跑完毕后再进行5min拉伸活动。测试时受试者面向剑靶，前后脚分别位于两块测力台上，剑靶与受试者的距离根据受试者身高进行调节，使靶面距运动员后脚脚尖水平距离为1．5倍身高［17］。要求受试者持剑以最快速度弓步刺靶（图1），每名受试者试刺5次。每名受试者正式测试成功采集至少6次，选取其中峰值速度最大的3次弓步动作进行分析。
2．2．2所用仪器和评价参数测试设备采用瑞士生产的KISTLER三维测力台（型号9287B，长×宽：90×60cm，内置信号放大器，采样频率1000Hz）和英国生产的16台VICONT40镜头红外高速运动捕捉系统（ViconMotionAnalysisInc．，Oxford，UK，采样频率100Hz），对运动员弓步动作地面反作用力（GRF）和运动学数据进行同步采集。
2．2．3数据处理将VICON系统中预处理过的数据（C3D文件）导入Visual3D（C－Motion，Inc．，Germantown，MD，U．S．A．）软件。运动学数据和GRF滤波采用4th－orderButterworth低通滤波，截止频率分别为12Hz和100Hz［18］。在Visual3D中构建14环节人体模型［11］，根据人体惯性参数［20］确定人体重心位置，以人体重心在水平方向上的速度代表弓步速度。在Visual3D软件中计算下肢3维运动学和动力学数据（采用右手法则）并导出。力矩、角速度、功率指标，膝关节屈为负值（－），伸为正值（＋）。弓步动作起点定义为前脚离开地面瞬间（前脚GRF＝0），动作终点定义为前腿膝关节伸膝达最大角度。
2．2．4选取指标1）弓步过程中受试者水平方向重心速度峰值（Hori－zontalPeakVelocityofCenterofGravity，HVmax），单位为m／s；2）经体重标准化后的受试者弓步过程中后腿蹬地产生地面反作用力的水平方向分力峰值（GRFmax），单位为体重（BW）；3）膝关节角度（KneeJointAngle）为小腿向量与大腿向量的夹角（°），大腿向量由膝关节指向髋关节，小腿向量由膝关节指向踝关节，下肢直立位膝关节角度为180°；4）膝关节角速度峰值（PeakAngularVelocityofKneeJoint）为伸膝阶段膝关节角速度最大值，单位为°／s；5）前腿伸膝时间（TimeofExtensioninLeadingKnee）为自前腿膝关节最小角度至最大角度所用时间，单位为s；6）通过逆向动力学计算关节力矩峰值（PeakJointMoment），关节功率峰值（PeakJointPower）为关节力矩与关节角速度乘积的最大值（均在Visual3D软件中直接计算）。力矩和功率峰值均为根据体重进行标准化后的结果，单位分别为Nm／kg和W／kg；7）前膝关节功率峰值到达时间（TimetoPeakPowerofLeadingKneeJoint）为自动作起点至前腿伸膝功率达峰值所用时间，单位为s。
2．2．5统计学处理选取每名受试者峰值速度最快的3次弓步动作，计算相关指标的平均值和标准差。采用独立样本t检验（Inde－pendentttests）比较两组受试者弓步动作过程中膝关节动力学、运动学相关指标及HVmax、GRFmax之间的差异，显著性标准设定为α＝0．05。统计软件为SPSS20．0。
3研究结果
3．1不同水平运动员弓步表现优秀运动员弓步过程中HVmax（P＝0．001）和GRF－max（P＝0．016）均显著高于一般运动员（表2）。
3．2不同水平运动员弓步动作前腿膝关节生物力学指标两组运动员弓步动作中前腿膝关节运动学和动力学指标如表3所示。两组运动员屈膝程度均为正值，可见运动员前腿膝关节屈膝末膝角小于初始膝角，说明在弓步开始时运动员前腿伸膝前首先屈膝。不同水平运动员前腿屈膝程度不同，优秀运动员屈膝程度显著低于一般运动员（P＝0．037）。在随后的伸膝阶段，两组运动员伸膝程度无显著性差异（P＝0．293），但优秀运动员伸膝末膝角显著大于一般运动员（P＝0．018），伸膝角速度峰值显著低于一般运动员（P＝0．029）。在弓步过程中，两组运动员前腿膝关节伸膝力矩峰值（P＝0．056）和功率峰值（P＝0．074）均无显著性差异。
3．3不同水平运动员弓步动作后腿膝关节生物力学指标优秀运动员弓步动作后腿伸膝末膝角与一般运动员无显著性差异（P＝0．079），但优秀运动员后腿膝关节伸膝力矩峰值（P＝0．030）显著高于一般运动员，后腿伸膝功率峰值到达的时间显著小于一般运动员（P＝0．021）；运动员弓步动作中后腿伸膝角速度峰值组间无显著差异。
4讨论与分析
国内、外对击剑弓步动作的研究多以运动员弓步重心平均速度、最大速度以及弓步距离作为评判弓步质量的主要指标［12］。在多数研究中，只要求受试者以最快速度做弓步动作，并未设置弓步目标和距离，且受试者未持剑，这可能会使不同受试者在测试时选择不同标准的弓步距离，而运动员在做长距离大幅度弓步和短距离快节奏弓步时速度可能并不相同。在征求运动员和教练员建议的基础上，结合击剑运动员比赛状态下发动弓步的距离，本研究将剑靶设置在距运动员准备姿势后脚脚尖1．5倍身高处［17］。这一距离下的弓步为长弓步［17］，要求运动员持剑尽力做快速弓步刺靶，将弓步动作中身体重心最大水平速度定义为弓步速度［9，10，16］。结果显示，优秀运动员弓步水平方向重心速度峰值（2．64±0．16m／s）显著高于一般运动员（2．32±0．13m／s，P＝0．001）。可见，以弓步速度作为评价运动员弓步质量的指标，本研究优秀运动员弓步质量高于一般运动员。
在击剑弓步动作中，后腿蹬地获得的水平方向地面反作用力是弓步向前的驱动力，其大小是弓步速度的决定性因素［1，8，12］。本研究优秀运动员弓步动作后腿蹬地水平方向地面反作用力峰值（0．91±0．10BW）显著高于一般运动员（0．78±0．08BW，P＝0．016），说明优秀运动员弓步向前的驱动力高于一般运动员。目前有研究认为，运动员后腿膝关节伸肌力量是影响弓步驱动力大小的重要因素。Guilhem等人［9］对优秀击剑运动员双侧下肢主要肌肉进行等速肌力测试，另外对其在弓步过程中的活动进行肌电测试，结合运动员弓步表现进行分析后发现，弓步后腿膝关节伸肌最大等速肌力与弓步速度峰值显著相关（r＝0．60～0．81）；在弓步加速阶段，运动员后腿伸肌的活动水平与此阶段运动员的重心平均速度相关，运动员弓步后腿臀大肌、股直肌、股外侧肌、比目鱼肌、腓肠肌外侧的收缩对弓步速度贡献明显。另外，Cronin等人［6］对击剑运动员膝关节伸肌进行等速肌力测试后发现，弓步速度与弓步后腿膝关节伸肌最大等速肌力的相关系数为0．62。通过已有研究可以发现，运动员弓步后腿膝关节伸肌是贡献弓步向前驱动力的主要肌群之一，其爆发力及在击剑弓步动作中的运动表现能够对弓步速度产生重要影响。
本研究结果显示，优秀运动员弓步过程中后腿膝关节所能达到的力矩峰值（2．87±0．27Nm／kg）显著高于一般运动员（2．37±0．38Nm／kg，P＝0．030），后腿伸膝功率峰值到达时间（0．45±0．06s）显著小于一般运动员（0．59±0．13s，P＝0．021），且优秀运动员后腿伸膝功率峰值（12．21±0．27W／kg）在统计学上有高于一般运动员（10．16±2．28W／kg，P＝0．082）的趋势。可见，优秀运动员弓步后腿膝关节在短时间内能产生更强的关节功率，反映出优秀运动员具有更强的膝关节伸肌爆发力。本研究认为，优秀运动员弓步速度大于一般水平运动员的重要原因是优秀运动员弓步后腿膝关节伸肌具有更强的爆发力，在蹬地时能产生更大的水平方向地面反作用力，而这个力是弓步向前的驱动力，弓步驱动力的增大必然有利于弓步速度的提高。在对弓步后腿膝关节运动方式的研究中，彭道福等人对影响12名击剑运动员弓步速度的生物力学因素进行灰色关联分析后认为，后腿膝关节角度变化越大，对运动员弓步速度的影响也越大，降低重心减小弓步动作膝关节初始角度有利于弓步速度的提高。另外有研究表明，在击剑运动员弓步动作中后腿膝关节最大角度平均在170°以上，后腿基本接近伸直。然而，不同水平击剑运动员在弓步准备姿势中的后腿膝关节角度以及弓步动作中后腿膝关节最大角度是否存在差异尚不清楚。本研究结果显示，优秀运动员和一般运动员弓步动作中后腿膝关节初始角度、伸膝末角度均无显著性差异（P＞0．05）。可见，优秀击剑运动员与一般水平击剑运动员在弓步动作中后腿膝关节运动方式基本相似，弓步后腿膝关节的运动方式可能并非导致不同水平击剑运动员弓步速度差异的原因。近年来，前腿膝关节在击剑弓步中的运动方式引起了研究者的注意，有研究发现，不同水平运动员弓步动作中前腿膝关节运动方式存在差异［7］。
Gholipour等人［7］使用高速摄像机分别采集优秀击剑运动员和击剑初学者的弓步动作，对比分析后发现，弓步开始后受试者前腿膝关节并非直接开始做伸膝动作，而是先屈膝后伸膝，优秀运动员屈膝程度（20°±12°）显著低于初学者（38°±15°，P＜0．05）。研究结果显示，两组受试者在弓步准备姿势时前腿膝角无显著性差异（P＞0．05），在弓步启动后所有受试者前腿膝关节先做屈，优秀运动员屈膝程度（13．86°±6．52°）显著低于一般运动员（25．35°±11．84°，P＝0．037），优秀运动员屈膝末膝角（113．64°±12．57°）显著大于一般运动员（100．26°±10．66°，P＝0．037），与Gholipour等人的研究结果相似。本研究认为，一般运动员在弓步动作中增大前腿伸膝之前的屈膝程度，使前腿股四头肌初长度被拉长，为之后的加速伸膝积蓄了能量，有利于小腿向前加速摆动。结果显示，一般运动员前腿伸膝角速度峰值（428．50±135．13°／s）显著高于优秀运动员（287．08±82．31°／s，P＝0．029），说明一般运动员前腿伸膝过程中小腿向前摆动的速度更快。从本研究的结果看，一般运动员后腿蹬地水平方向地面反作用力峰值显著小于优秀运动员（P＜0．05），推测一般运动员因后腿蹬地为弓步提供驱动力不足，故通过增大前腿伸膝前的屈膝程度来提高伸膝角速度，使前侧小腿向前快速摆动带动身体总重心前移，以代偿后腿蹬地力量的不足，试图将弓步速度维持在较高水平。另外，一般运动员前腿伸膝之前较大的屈膝程度可能会对弓步效果产生不利影响。运动员弓步启动时前腿离地，后腿迅速蹬地产生向前的地面反作用力。本研究认为，优秀运动员前腿由于屈膝程度较小，能更早地配合后腿蹬地进行伸膝，并迅速向前踢出小腿完成弓步；而一般运动员前腿屈膝程度较大，可能会延长屈膝时间，导致前腿伸膝与后腿蹬地衔接较慢，表现为前腿伸膝动作更加仓促。本研究结果显示，在前腿伸膝阶段，优秀运动员前腿伸膝时间（0．39±0．09s）显著长于一般运动员（0．27±0．05s，P＝0．005），与上述推测一致。提示，相比于优秀运动员，一般运动员因为前腿膝关节伸膝动作开始较晚，故需要更大的关节角速度在更短的时间内完成伸膝动作。这可能会造成一般运动员弓步动作不如优秀运动员更加舒展、有效，表现在前腿的过分使用，并可能对弓步末期前腿的落地造成不利影响。从战术角度考虑，优秀运动员前腿更加宽松的伸膝时间可为最终的出剑和下剑选择创造条件，而一般运动员前腿较快速的伸膝和落地反而会造成出剑和下剑选择较少，难以做到根据对手反应适时改变剑的落点。此外，优秀运动员前腿伸膝末膝角（169．35°±4．51°）显著大于一般运动员（160．61°±7．66°，P＝0．018），说明优秀运动员前腿在相对宽松的伸膝时间内得到了较充分的伸展，前腿摆动幅度更大，有利于增加弓步距离［4］。综上，优秀击剑运动员弓步速度高于一般水平运动员，主要原因与弓步动作中后腿膝关节动力学表现的差异有关。优秀运动员弓步后腿膝关节动力学表现优于一般运动员可能是由于优秀运动员后腿膝关节伸肌爆发力强于一般运动员。运动员弓步启动后前腿首先屈膝后伸膝。在后腿提供驱动力相对较小的情况下，一般运动员弓步启动时通过增大前腿伸膝前的屈膝程度来增大小腿摆动速度，带动身体重心前移，以代偿后腿蹬地力量的不足，试图将弓步速度维持在较高水平。但是，一般运动员弓步动作中前腿伸膝前相对较大的屈膝程度可能会限制弓步距离，同时，对出剑选择及弓步落地后续连接动作产生不利影响。
5结论与建议
后腿膝关节在弓步动作中的动力学表现是决定击剑运动员弓步速度的主要原因。不同水平击剑运动员弓步动作中后腿蹬地能力的差异导致了前腿膝关节运动学表现的差异，一般运动员通过增加前腿伸膝前的屈膝程度，增大伸膝阶段的小腿摆动速度，带动重心前移来代偿后腿蹬地为弓步提供驱动力的不足。在击剑运动员力量训练中，加强后腿膝关节伸肌爆发力训练，有利于提高运动员弓步动作中后腿蹬地提供的驱动力。减小弓步启动时前腿伸膝前的屈膝程度，提前伸膝动作，可减少前腿在弓步动作中的负担，有利于提高弓步动作的有效性。
作者：管延飞 郭黎 吴娜娜 郑加财 刘海瑞 单位：上海体育学院
随着国家对人才培养由“应试教育”向“素质教育”转轨之际，笔者认为学校体育教育改革应在充分尊重学生人格，注意个体差异，重视个性发展，培养学生自主创造能力的基础上，将培养学生的生理健康、心理健康、道德健康和社会适应力等内化到全体学生的体育素质同步向前发展的目标之中。本文从教育学角度出发，提出将运动生物力学知识融入体育教学实践中并加以分析、探讨，旨在为高校体育教育改革拓宽思路，更好发挥学校体育在实施素质教育过程中的价值和功能。
一、高校体育教学中存在的问题
我国学校体育教育是在前苏联学校体育教育体系的基础上形成和发展起来的，基本满足了当时社会发展与建设的需要；随着我国教育与体育事业的不断发展和经济体制改革的日益深入，传统的学校体育教育已与社会对现代人才培养的需要相互脱节，程式化、强制化、成人化、训练化的体育教育，严重影响着学生身心全面发展。
当前学校体育教育中存在着“身体素质+专项课（选项课）+理论讲座”的状况，其中理论讲座占全部授课内容的不到10%，学生对运动技术的掌握、对运动知识的获得缺乏系统性和科学性。“大学的牌子、中学的形式、小学的内容”——高校课程教材内容与中小学体育课教材内容重复率达63%，高校远没有形成符合自身规律和特色的理论、实践体系。
随着高校不断地进行扩招，体育教学班的人数也在不断增加，加上受场地、器材，师资力量等因素制约，40、50人一个教学班现象很普遍。教学方法、手段、内容得不到及时有效的改善，已远不能满足学生对良好锻炼效果和渴望掌握更多体育知识的需要。
体育首先要让人感到身心愉快，而现行体育课是按“大纲”，“计划”授课的，因而具有严格的计划性和约束性，教师只能按部就班地格式化组织教学，简单地将体育课变成‘达标课’、‘技术课’、‘纪律课’，使体育课丧失应有的休闲、娱乐成分，导致学生失去对学习的兴趣和自信心，造成学生产生厌学、恐惧、惧怕失败的心理。
二、将运动生物力学融入到高校体育教学实践中的可行性
体育教学是富有时代性的实践活动，有特定的教学思想、内容、方法。在不同历史时期有不同的育人目标，同时也就形成了具有时代特征的体育教学合理性标准。特别是在现代社会里，如果体育教育仍停留在竞技教学和身体素质教学这种简单模式之中，不善于按照时代要求变革体育教学实践，机械地传承过时的实践活动或照搬他人的经验，它的地位只能日益下降，既谈不上质量，也更谈不上什么效益，只能成为教学改革的落伍者。
大学生年龄一般都在18～22岁之间，他们的兴趣爱好趋于稳定、集中，他们已不满足被动受教的学习方式，他们更热衷于开放、活泼、主动参与的体育锻炼形式。另外从锻炼的基础来看，大学生经过12年的体育教育，具有良好的体育意识、基础与经验，能在较高的起点上选择符合个人需要的学习内容与形式。
运动生物力学是将体育动作技术，赋予生物学和力学的观点及方法，使复杂的体育动作技术奠基于最基本的生物学及力学规律之上，并以人体解剖学、力学、生物学及体育技术原理的形式加以描述。如能适时地、有针对性地在相关学科的体育教学中将运动学与运动生物力学理论知识相互结合进行教学，不仅可以调动学生学习的兴趣，还可潜移默化的使学生加深对自己本学科知识的理解与巩固。
三、运动生物力学在教学实践中的运用
（一）加强基础理论讲授，提高大学生体育文化素质
体育教育的根本基础在于体育文化，没有文化就形成不了体育，没有文化也发展不了教育。在体育教学中理论与实践相结合的文化科学素质的培养，主要是通过基础理论知识的学习、基本技术的掌握、基本技能的形成过程进行智能教育，培养学生学会学习、创造、求真。将运动生物力学运用到教学实践中，实际上就是加强对学生体育文化素质的培养。比如，每个学期停课前的最后一个月，根据现在的教学大纲要求室外课居多，炎热和寒冷往往使学生没有兴致上课，教师既怕学生中暑、冻伤生病同时又担心完不成教学计划，只好在两相矛盾中硬着头皮上课。与其这样，还不如索性将课改到室内上，最大限度的消除由于环境气候等外在因素带来的安全隐患，教师可就室外课的技术动作结合运动生物力学知识进行分析、讲解。如足球运动中对转身速度的要求很高，为什么有人与人之间对同一动作的结果却不相同？此时教师以运动生物力学中的人体惯性参数中转动惯量原理加以分析、讨论。
根据转动惯量公式可知，转动惯量与质量的大小、质量的分布及作用点离轴的远近有关，学生很快就会明白自己在转动时的错误，并能自行改正甚至指导他人的实践，培养学生脑体结合、综合使用脑力和体力的能力。
（二）运动生物力学在不同学科中的运用
在体育教学实践中根据高等学校文、理、医、工等学科专业的区别，有针对性地在相关学科的学生中，运用运动生物力学知识讲解、分析体育运动技术动作的原理、结构特点，对于技术动作的掌握将起到积极的作用和高效率的结果。如在对理工类学科的学生做足球停球技术动作的教学中，教师不要急于去做示范，先用简单的启发性语言要求学生用弹性碰撞、非弹性碰撞的原理去理解停球技术，让学生自己凭着对停球技术动作的一些感性认识尝试着去做练习、体会。练习完毕，组织学生根据自身的实践，总结技术动作要领，各抒己见，即使有点错误的观点也是可贵的。由于学生专业本身使然，很快便掌握了技术动作。以上例子不是讲解、示范与学生练习教学顺序简单的调换，而是观念的转变，让学生自我实践、自我思维这一过程大大地发挥了学生的主体作用，学生不再是传统体育教学中教师背后的机械模仿者，创造能力是体现学生主体作用的一个重要方面。
（三）运动生物力学在不同人群中的运用
教师应充分认识到学生在个体、运动喜好，体质等方面存在着差异。实际教学中采用因材施教区别对待的教学原则，将那些先天残疾、不适宜参加正常体育锻炼以及渴望掌握更多体育理论知识的学生组织在一起单独进行教学。不要因为他们与生俱来的生理和身体上的一些问题，就疏远他们、抛弃他们，他们拥有和其他学生一样受教育和运动的权利。授课中，教师应充分利用现有设备如多媒体、图片资料等，使学生通过这些渠道对由于自身受限而难以企及的技术动作加深感性认识，从而对这些技术动作不再陌生或者一无所知。同时，再结合运动生物力学的知识，向他们讲解、分析、讨论这些技术动作的运动生物力学特点、原理等。在教师的启发下学生可以凭借自身的认知程度去思维、去实践（能力许可的范围）。让他们以丰富的体育理论知识，充实自己的头脑，从而满足不同学生对体育知识的兴趣与渴望。
（四）加强运动生物力学同相关学科之间的交流，建立健全体育教学
运动生物力学是以人体解剖学、人体生理学、力学的原理与方法，研究人体运动器系的生物力学特性和人体运动动作的力学规律以及器械机械运动力学规律的学科。因此必然带有数学、力学、生物学等学科的痕迹。长期以来高等学校中文、理、医、工等学科专业相互之间缺乏必要的交流、渗透与融合，学生知识的获得与消化局限于一个狭窄的领域。
四、运动生物力学融入到体育教学实践的意义
高校体育教师要不断提高自身的体育理论水平和业务素质，加强教育理论、体育理论的学习与思考，以自己高尚的道德情操和渊博的才华学识来赢得学生的尊敬和信任。
将运动生物力学融入到体育教学实践中，可以使教师在教学中有利于选用教材和教法，并根据学生体质的实际状况，重点发展其较为薄弱的环节，让他们得到全面均衡的发展，为终身体育打下坚实的基础，从而适应素质教育的要求。
将运动生物力学融入到体育教学实践中，使学生从观念上改变对运动知识性与科学性认识，有利于激发学生的学习兴趣，充分满足不同学生对体育知识的渴望，发展学生个性，通过身体、心理多方面素质的培养，促进学生的正常生长发育，提高身体活动机能，培养学生脑体结合能力，最终学生自己可根据个体差异及不同的需要开出运动处方。
将运动生物力学融入到体育教学实践中，通过生物力学作导向和指导，使相关专业、相关学科有机的结合在一起，相互促进、教学相长，建立健全体育教学，最终使高校体育教学真正成为培养大学生综合能力的实践课堂。
摘要摘要:种植义齿的生物力学相容性是影响种植义齿的远期成功率的主要因素之一。本文从种植材料、种植体形态、种植体表面结构、种植数量、种植体在颌骨内的排列和分布、受植区颌骨的形态结构等方面对种植义齿下部结构的生物力学特性作一综述。
自Branemarkr提出骨结合理论以来，种植义齿已成功地应用于临床，解决了以往传统义齿的固位、舒适等新问题，取得较好的修复效果。但临床上仍常出现种植体四周骨组织吸收、种值体断裂、松动、脱落等新问题[1，2。许多学者认为种植义齿的生物力学相容性是影响种植义齿远期成功率的主要因素之一。本文对种植义齿下部结构生物力学探究概况作一综述。
1种植材料对种植义齿生物力学的影响
Nishihara等[5通过动物实验探究表明种植体四周骨内的应力分布和种植材料的性质、材料的弹性模量关系不大，而是更多的和种植体的形态、颌骨的形态及结构有关。Rieger等用三维有限元法（finiteelementmethod,FEM）分析，也得出相类似的结果。但从生物力学的观点来看，不同材料和不同弹性模量的种植体对应力在种植体骨界面的分布是有影响的。邹敬才等[4用有限元法在5种不同弹性模量、相同的负荷条件下，对单个螺旋形种植体骨界面的应力分布规律作比较，结果表明种植体的弹性模量越高，种植体颈周骨内应力越小，而根端骨内应力越大；种植体弹性模量越低，种植体和骨界面的相对位移运动就越大。适宜的种植体的弹性模量在70000MPa以上。
目前，由于金属及金属合金材料具有优良的生物力学性能而被广泛应用于种植体的制作，其中钛和钛合金等被认为是最合适的种植材料。近年来许多学者探究了用生物陶瓷作为种植材料[5，认为生物陶瓷种植体在植入后的始阶段可以获得较钛及其合金更好的生物相容性，但在行使功能后终因生物陶瓷本身力学上的易碎性导致生物陶瓷种植体生物力学的相容性较差，Glantz等[6通过实验也证实了陶瓷种植体和陶瓷涂层的种植体因生物力学上有较差的相容性导致种植后较高的失败率。
2种植体的形态对种植义齿生物力学的影响
Victor[7用三维有限元法对3种不同种植体系统（Branemark系统、Bud系统、IMZ系统）的不同形态的种植体，在不同的加载条件下，种植体四周骨内的应力分布情况进行了探究。结果表明3种不同种植体四周骨内最大应力均位于种植体颈部四周和种植体翼的下方，且越近种植体根尖部，骨内应力越小。种植体的翼可以减少应力在种植体及其四周骨内的分布，去掉翼不但增大种植体颈部骨的应力，而且将改变整个应力分布的情况。在其他因素不变的情况下，增大种植体颈部直径，种植体四周皮质骨内应力大大降低，故认为种植体颈部的直径对种植体四周的应力分布水平影响最大，两者呈负相关。岑远坤等[8对叶状和柱状种植体支持的全下颌种植覆盖义齿在不同牙位下应力分布的情况进行了探究，结果表明叶状种植体和柱状种植体应力分布的基本规律相似，种植体颈部以及其四周的骨皮质界面均为应力集中区。但叶状种植体在其颊舌面和近远中面交界的尖锐线角处，应力集中更明显，其骨界面的应力峰值均大于柱状种植体。Holmgren等[9探究认为圆锥形种植体比圆椎状种植体更有利于种植体骨界面的应力分布，黄辉等[10探究认为螺旋形种植体螺旋顶角的改变可以导致种植体在支持组织内应力分布水平的变化，并指出螺旋顶角为60%26ordm;的种植体应力分布最合理。
3种植体的表面结构对种植义齿生物力学的影响
有学者从生物力学角度探究认为表面有微孔的种植心得形成更好的种植体-骨界面结合，当孔径为50-200%26micro;m时可获得最佳的结合强度。陈安玉[11探究表明由于表面微孔的存在，可在种植体骨界面形成机械的锁结功能，从而改变微界面应力的功能方式，使得在大界面上每一个区域均有小界面的压应力存在，使拉应力和剪应力转变为压应力；另一方面微孔增加了界面的接触面积，降低了平均应力水平，从而更有利于应力的合理分布。
近年来许多学者提出种植体表面的生物活性涂层可以诱导骨性结合。Michael等[12经临床观察报告HA涂层种植体成功率（7-8年）达97.5%,Adell认为HA涂层种植体有利于早期愈合。有学者探究表明BTG钛基复合种植体植入颌骨内后，早期固位优于钛种植体，具有较高的界面结合强度，并且在界面上可产生化学结合、金属结合、机械结合3种方式。但也有资料提示随着种植体接受功能负荷时间的延长，成功率下降，临床上亦出现涂层和钛芯结合强度不足导致涂层剥落者。
4种植体的数量以及在颌骨内的排列和分布对种植义齿生物力学的影响
种植义齿由多个种植体支持时，应力分布情况由种植体的数量，种植体在颌骨内的方向、排列所决定。一般认为种植体的数目越多，每个种植体上承担的应力就越小。Skalak探究认为多个种植体支持的种植义齿当受到水平方向力功能时，力量可以较均匀地分散到各个种植体，且分散到每个种植体上的力量要小于总功能力。当垂直方向力功能于种植义齿时，力量不会均匀地分散到每个种植体，越靠近功能力点的种植体受力越大。
对于全口种植义齿，Skalak认为4-6枚种植体即可支持全口固定种植义齿。Bschwartzman探究表明4个或5个种植体支持的全颌种植义齿在应力分布规律上无差异，并认为当垂直负荷功能于全颌种植义齿远端悬臂梁时，最靠近悬臂梁端的种植体产生的应力最大。Davis通过实验探究得出相似的结果。Osier[13用静态工程原理分析进一步指出最靠近悬臂梁的种植体所承受的负荷通常是总负荷的2.5-5倍，是非悬臂梁状态的1.75-3.5倍，主要承受的是压应力，而远离悬臂梁端的种植体主要承受张应力。悬臂梁越长，末端种植体所受的应力越大，故认为在种植义齿设计时，应尽量避免使用悬臂梁，如一定要使用悬臂梁时，种植体应尽量离散，且悬臂梁的长度不能超过种植所能承受的范围。
Federick等[14用光弹法探究了由2个种植体支持的全颌种植义齿的应力分布，结果表明种植体在颌骨内应垂直于牙平面并平行放置，以利于牙力通过种植体垂直传递，减少种植体的力矩和界面过大应力。但临床上为取得共同的就位道，往往使种植体之间形成一定角度，Naert等[15指出在同一牙弓中种植体之间的相互偏差角度不宜超过20%26ordm;，以使负荷没种植体长轴传导。Hertey等[16探究表明，种植体在颌骨内的分布呈曲线型排列较直线型排列者界面的应力要小，种植体为直线型排列缩小了其后方向的分散程度，导致游离臂和抗力臂比例增大。
5受植区颌骨的形态结构对种植义齿生物力学的影响
从生物力学观点看，颌骨是一种多相的、各向异性的、非均质性的、多孔的复合体。人类的颌骨是具有一定屈曲性的弹性体[17，可以承受一定的压力，但其皮质骨和松质骨都有一定的抗张力和抗压力的极限，当颌骨受力水平高于其极限值时，就会产生微骨析，最后导致骨质吸收破坏。
Lundgrens[18指出种植体的成败和颌骨骨皮质的密度、厚度、颌骨的宽度以及受植床血供等直接相关。Jensen指出受植区的颌骨形态和结构较整个颌骨的形态和结构对种植义齿的应力分布影响更大，一个理想的受植区颌骨至少要能提供10mm的骨性结合区，其水平宽度至少为6mm。Victor等[7用三维有限元法探究了由3种不同厚度皮质骨的颌骨支持的种植体在不同的负荷下，种植体及其四周骨内的应力分布，结果表明3种情况下种植及骨界面应力分布的规律基本相同，最大拉应力、压应力均位于种植体的颈部四周。但最大拉应力、最大压应力的值却有显著差异。皮质骨越厚，种植体及其四周皮质骨内的应力越小。但在垂直瞬间加载时，最大拉应力位于种植体颈部，最大压应力位于种植体底部，当种植体的颈部和底部同时位于皮质骨内时，可以明显降低种植及其四周骨内的应力。Papavasilion[19也指出当皮质骨缺乏时，可导致种植体骨界面的应力增高，从而导致种植体四周骨的微骨折。
关 键 词：运动生物力学；步向角；足底压力中心；等动肌力；功能性动作筛查；大学生
随着社会的发展，人们对不良步态的关注程度越来越高，不仅成为儿童青少年家长关心的热点问题，也备受在校大学生的关注，这在经济发达地区尤为明显。2011年9-10月，本研究团队在广州市各大医院儿童足科跟随测试的结果表明，200名3～10岁儿童中被确定为内八步态的有46名，占23%，其中90%以上的家长有矫正的愿望。本研究团队2014年对450名文科、理科、体育学院在校大学生进行问卷调查的结果显示：80%以上大学生认为不良步态会影响理想就业，甚至降低择偶标准；超过60%的人对不良步态的认识存在误区；最不能接受的不良步态依次为O型腿（68.8%）、内八步态（60.1%）、X型腿（58.5%）[1]。然而，国际上对内八步态的研究主要集中在下肢骨骼关节的解剖学特点和矫形器矫正治疗方面，把内八步态看作与下肢形态相关的疾患，由医院诊断并运用矫形器进行矫正，而对内八步态形成的生物力学原因及机制尚未达成一致意见。有人认为随着年龄的增长，多数内八步态会自行改善，有人认为不采取矫正措施会导致其他不良姿态的形成[2-3]。本研究运用足底压力、等动肌力、功能性动作筛查等方法，对在校大学生进行步态、下肢等速肌力及功能动作筛查等方面的测试，旨在探讨内八步态形成的生物力学因素及机制，为内八步态的预防和矫正提供理论依据。
1 研究对象与方法
1.1 受试对象
2014年1-12月，在华南师范大学大学城校区随机对124名在校大学生进行步态测试，从受试者中募集内八、外八、正常步态男女各10名，进行下肢等动肌力、功能动作筛查、动态平衡等测试。经单因素方差T检验表明，受试者在年龄、身高、体重方面没有显著性差异。
1.2 研究方法
1）步态测试。
平放于地面的RSscan测力板（0.5 m，300 Hz），上铺延长EVA辅道，防止受试者刻意踏板而改变步态。首先，让受试者目视前方在测力板辅道上行走，进行适应性练习，直至步态自然；然后，正式测量左、右足3次的有效数据。测试指标：步向角、足底压力等。
步向角（Progresive angle）：行进方向直线与足跟中点和第2跖骨连线形成的夹角，“+”表示足向外偏离行进方向，“-”表示足向内偏离行进方向[4]。受试者个人步向角取3次有效数据的平均值。
足部分区：为了便于对比分析，按国际惯例将足部分3个区域：FF（足前部）、MF（足中部）、RF（足后部）。
2）下肢等动肌力测试。
受试者穿运动鞋、裤，5 min热身后，由经验丰富的实验员指导，在Cybex-NORM 等动肌力测试系统上进行适应性练习，直至受试者感觉动作自然流畅，然后进行正式测试。受试者平躺于测试床，膝关节伸直，用固定带固定身体，足跟对准仪器轴心，足底贴合仪器，测试左、右踝关节旋内、旋外角速度分别为30（°）/s、120（°）/s时的等动肌力指标。每个角速度重复测试5次，取平均值，两种速度测试之间间隔20 s以上，左右侧测试时间间隔10 min以上。
3）功能性动作筛查（FMS）。
受试者依次完成7个基本动作（举棒深蹲、肩扛棒跨栏、弓步下蹲、肩部灵活性、单侧直腿上抬、躯干稳定性、旋转稳定性）和3个确认动作。由经过培训且有评分经验的2名测试人员分别从被试者的正面和侧面进行观察，根据评分标准[5-6]进行评分，并详细记录被试者动作模式特点。
4）动态平衡测试。
测试在安静、光线均匀、宽敞的房间进行。受试者正式测试前进行适应性练习，熟悉踏步节奏。如图1所示，受试者双脚并拢，标记两足跟与足尖的初始位置，分别连接左右足跟中点A和B，左右足尖C和D，左足跟中点A与右足尖D、左足尖C与右足跟中点B，把两线段AD和BC的交叉点O设为原点。然后让受试者站在初始位置，戴上眼罩和耳机原地踏步1 min（播放频率为120 Hz的节拍器节奏的MP3，与耳机连接，夹在被试者背后腰部附近，以不影响动作为原则）。受试者踏步结束，耳机提示受试者保持静止不动，等测试人员在地面标记。测试者按照以上程序重新标记左右足的位置，确定O′的位置。然后用量角器测量AB和A′B′延长线的夹角α，用钢卷尺测量OO′的长度（位移大小）。角度方向规定：向左旋转逆时针为“+”，向右旋转顺时针为“-”。每人测量3次，取3次中偏移角度和偏移幅度最小值。期间不暂停，不受外界声、光等因素干扰。
5）数理统计法。
排除受试者标准：年龄小于18岁，近6个月有下肢病症者或下肢有外科手术史者。3种步态分析前，剔除数据不全者4名，采用SPSS19.0软件进行相关统计学分析。组间差异用独立样本T检验或单因素方差分析，数据用均数±标准差（ ±s）表示，百分比的显著差异性用卡方检验。P< 0.05差异具有显著性，P
2 研究结果及分析
2.1 内、外八步态发生率
124名在校大学生的步态测试结果显示：在校大学生的步向角度为（7.5±8.4）°。按照Chin-Shan对正常步态的界定（步向角的正常范围为平均数加减1个标准差）[3]，本研究以单侧或双侧步向角小于-1°为内八步态，大于16°为外八步态；左右侧不对称性以每人左右两侧步向角差值是否超过标准差8.4?为依据。测试结果显示：（1）在校大学生内八步态有35名，发生率为28.2%，外八步态33名，发生率为26.6%。（2）男、女大学生步向角均左侧大于右侧，不具显著性，但左右不对称比例分别为12.8%和43.6%，具有非常显著性。（3）男、女大学生步态性别差异非常显著。一方面，男生步向角左右侧均大于女生，导致男性外八步态发生率高，女生内八步态发生率高；另一方面，女生左右不对称发生率显著高于男生（见表1）。
研究表明，在校大学生步向角范围为（7.5±8.4）°，与Chin-Shan[3]对7岁左右儿童的研究结果基本一致，说明7岁左右步态基本定型。比课题组前期研究成果，儿童内八步态23%的发生率、大学生28%的内八步态发生率偏高，间接说明在没有干预的情况下，儿童内八步态自我矫正的几率几乎为零，如果生活、学习中有不良动作习惯，还会导致内八步态发生率提高。
本研究还发现，步态特点性别差异存在非常显著性：（1）男生双侧步向角均大于女生且有非常显著性，这一结果与张秀丽等[7]“男性大学生步向角较大，外八步态发生率较高；女大学生步向角较小，内八步态发生率较高”的观点相一致。儿童步态特点与发育特点有关，大学生步态特点的形成与中国传统文化、观念及由此产生的行为习惯密切相关。一般认为，男性走路时足外展是男子汉、霸气的象征，女子走路足内收则是淑女、有修养的象征。（2）左右不对称发生率较高，且女生明显高于男生。人体是一个整体关节链，左右侧步向角不一致会造成身体其他部位的不对称，如果进行高强度的运动，那么急、慢性损伤风险就会增加。因此，左右侧步向角差异程度较大的学生需要进行矫正。
2.2 不同步态足底压力特征
1）足底压力中心（COP）移动轨迹特征。
图2中虚线为COP轨迹（实线为步向角的判断标志线，足跟中点与第2跖骨的连线），展示足底压力步行支撑阶段不同时相的形状特点。（1）整体形状：正常步态的COP移动轨迹成平滑的弧弓，外八步态弧弓更大，且压力轨迹不如正常步态平滑，内八步态呈直线状态，没有弧度或弧度很小。（2）后跟着地时相：正常步态COP移动轨迹呈现“勾”状弯曲，内八步态无“勾”。（3）全足支撑阶段：正常步态COP移动轨迹呈平滑弧线型从足跟向足外侧转移后，又回到足前中部，内八步态则呈直线状态过度到中足，压力中心轨迹较陡直，外八步态的弧度较大且不如正常步态平滑。（4）蹬离地面时相：正常步态COP移动轨迹平稳过渡到前足中部后转向第1趾，内八步态在第3跖骨处有一个明显的折角，之后转向第1趾，外八步态在该时相与正常步态类似。
图2 内八（左）、正常（中）、外八（左）步态COP移动轨迹
2）足底冲量特点。
行走过程中，足底各区域所受冲量是重点关注的指标。但由于体重等个体性差异较大，本研究中足前、足中、足后部的冲量用相对于全足的相对值表示。如表2所示，内八步态足前部冲量比显著低于正常步态和外八步态，但正常和外八步态之间的差异不具显著性；内八步态足中部冲量比高于另外两组，与正常步态相比差异不具显著性，与外八步态差异有显著性。足后部占比，内八步态高于另外两组，与正常步态相比有显著性差异。
内八与外八步态同属不良步态，其相同点：足底压力中心移动速率峰值均较正常步态大，出现较晚且均在支撑阶段65%处。不同之处：（1）足跟着地阶段，正常步态和外八步态较相似，其压力中心移动轨迹较长且呈曲线，移动速率较大，使得足跟部压力更为分散；内八步态压力中心移动轨迹较短，移动速率较小，其足跟部压力更为集中。（2）全支撑阶段，正常步态压力中心移动轨迹是一条平滑的弧线，分布更为均匀，以较小且稳定的速率从足跟部平滑过渡到足中及前部，而内八步态是直线过渡到足中及前部；以较大速率过渡到足前部后速度突然降低，压力中心在足前部处缓慢移动，不能充分利用足底内外侧纵弓的缓冲作用。（3）足底不同区域所受冲量有合理的比例，相比正常步态和外八步态，内八步态足跟处尤其是足跟内侧冲量及峰值压强都较大，而外八步态的足底冲量分布特点与正常步态相似。
2.3 不同步态下肢等速肌力特点
1）下肢等速肌力力矩。
如表3所示，内八步态30 （°）/s旋内峰力矩，平均力矩均小于正常步态且差异具显著性；旋外峰力矩与旋外平均力矩内八均小于正常和外八步态，且具非常显著性；内八步态120 （°）/s旋内峰力矩、平均力矩小于正常步态，且差异显著，旋外峰力矩、旋外平均力矩小于正常步态和外八步态，且平均力矩都具有显著性；外八与正常步态相比无显著性差异。
1）与正常步态比较，P
2）下肢旋内、旋外等速肌力矩比例特点。
表4数据表明，在测速速度为30（°）/s时，内八步态峰力矩比值、平均力矩比值均值在3组中最大，且和外八步态比较具有@著性差异。外八步态峰力矩旋内旋外比值和平均力矩旋内旋外比值小于正常步态，且具有非常显著性。在测试速度为120（°）/s时，峰力矩旋内旋外比值、平均力矩旋内旋外比值，内八步态大于正常和外八步态，都具有显著性；正常步态均大于外八步态，但差异没有显著性。
以性别作为控制变量，对旋内、旋外等速肌力矩比值与步向角度进行相关性分析，结果显示：在测试速度为30（°）/s时，平均力矩比值与步向角度的相关系数为-0.290（P
3）下肢旋内、旋外关节活动幅度。
如表5所示，下肢关节在旋内、旋外关节活动幅度总体中比较，正常步态最高，内八步态次之，外八步态最低，但差异均不具显著性。旋外关节活动幅度方面，内八步态低于正常步态且具非常显著性，而旋内关节活动幅度3组之间差异不具显著性。
本研究显示：相比正常步态，（1）内八步态旋内和旋外等速肌力矩，不论是在30（°）/s还是在120（°）/s测试速度时都较小，且差异具有显著性，这和本课题组的前期相关研究结果一致：内八步态下肢肌力比正常步态肌力更为孱弱[7]；而外八步态30（°）/s和120（°）/s角速度的旋外、旋内力矩均与正常步态接近，但均没有显著性差异。（2）内八、外八步态旋内或旋外力矩比值均与正常步态有显著性差异。相关分析结果表明，步向角与30（°）/s和120（°）/s两种角速度旋内或旋外平均力矩比值呈弱相关（R=-0.287和R=-0.290）且存在非常显著性。（3）内八步态的下肢关节旋外关节活动幅度较正常步态小，且差异具非常显著性，外八与正常步态的差异不具显著性。建议：对内八步态的矫正，一方面，应注重旋内、旋外肌力同时加强的基础上提高下肢旋外肌力；另一方面，需要采取有效方法提高下肢各关节旋外关节活动幅度。
2.4 劝瞬教FMS评分特点
表6显示：（1）正常步态FMS总分显著大于内八和外八步态，内八和外八步态之间无显著性差异；（2）正常步态举棒深蹲、肩扛棒跨栏、弓步下蹲3个动作评分均显著高于其余两组；（3）躯干稳定性动作评分，正常步态高于内八步态且具非常显著性，但与外八步态没有显著性差异；（4）内八步态单侧直腿上抬动作评分显著高于正常和外八步态。
FMS以日常生活、休闲娱乐、体育项目等身体运动中的基本动作为主要内容，以受试者完成动作模式是否符合生物力学原理为评分标准，通过7 个基本功能动作判断人体运动链中存在的薄弱环节，发现潜在的伤病风险，为进行个性化体育锻炼和训练提供依据。本研究显示，内八、外八同属不良步态并表现出相同特点：功能性动作筛查评分分别为13.4分和14.5分，与正常步态16.9分具显著性差异。这一结果表明：一方面，内八、外八步态的形成不仅与下肢因素有关，而且与人体更多的薄弱环节相关，通过矫正动作提高FMS评分可以作为内、外八步态改善的方法之一；另一方面，如果参加同样强度的体育活动，内、外八步态者发生伤病的可能性更大。
与正常步态相比，内八步态者有5个动作的评分较低，分别是举棒深蹲、肩扛棒跨栏、直线弓步下蹲、单侧直腿上抬和躯干稳定性。其中，举棒深蹲、肩扛棒跨栏、直线弓步下蹲3个动作，包括日常生活及各种体育活动中下肢支撑完成的3种模式：双足左右站立、单足站立及双足前后站立，单侧直腿上抬反应髋屈灵活性，躯干稳定性反应核心力量的强弱。
深蹲动作以双足左右支撑站立完成，是日常生活中的基本动作元素。该动作要求下蹲过程中身体保持稳定，棒置于头上，膝关节不出现内扣现象，前移不超过足尖。内八步态的均分为1.8分，外八步态为2.0分，均显著低于正常步态的2.8分。内八低分的原因主要是下蹲过程中双膝内扣，这会导致髌骨和膝关节附属韧带负荷较重，软骨及半月板受力不均，在时间延长或外部负荷加大的情况下，急慢性运动损伤风险会增大。肩扛棒跨栏步以单足支撑站立完成，要求躯干正直、身体平衡稳定的同时，对侧下肢抬起一定的高度并能控制地还原，日常生活中的走、跑、跳等都以这个动作为基础。内八和外八步态的均分均为1.8分，显著低于正常步态的2.4分。低分的主要原因多为摆动腿膝关节内扣或外展，躯干左右摇晃或肩部左右旋转。直线弓步以双足前后分立支撑完成，要求受试者下蹲过程中身体稳定，头、躯干、骨盆保持功能解剖中立位，对核心力量和下肢关节灵活性有一定的要求。内八和外八步态分别为2.2分和2.4分，显著低于正常步态组的2.8分。内八步态者低分的主要原因是动作完成过程中躯干不能保持稳定，左右摇晃。
综合肩扛棒跨栏和直线弓步下蹲两个动作特点可以推断：相对正常步态者，内八和外八步态者完成有单足支撑动作任务的经济性和表现力可能会较差，如相同时间内跑步距离、相同距离跑步用时、相同时间和距离以及受伤几率等，均有待于进行后续研究。
躯干稳定性要求受试者做一个标准俯卧撑，即要求受试者躯干保持平板的情况下，双臂肘关节伸直撑起。内八步态均分仅为1.0分，低于正常步态2.4分，差异非常显著，说明内八步态的形成不仅是下肢因素所造成，核心力量强弱、躯干稳定性大小也是主要原因。与其他动作评分结果不同，单侧直腿上抬动作内八步态评分显著高于正常和外八步态，即相对于正常和外八步态，内八步态者的髋关节屈曲灵活性较好。由于缺乏这方面的研究资料，尚不能对这一现象做出解释，有待进一步深入探讨。
2.5 内八步态动态平衡特点
如表7所示，内八步态动态平衡能力较正常步态和外八步态差，表现在闭眼1 min原地踏步走过程中的偏移和旋转均较大。偏移距离，内八步态最大，正常步态次之，外八步态最短，但无显著性差异；旋转角度方面，内八步态也是最大的，且与正常步态具有显著性差异。
1 min闭眼原地踏步属于无干扰自动态平衡检测，在排除视力情况下对受试者动态平衡能力进行测试。影响人体平衡能力的因素很多，可分成内因和外因，重心、稳定角和支撑面等为外因，性别、体重、年龄、视觉、前庭感受器、本体感觉和骨骼肌力量等为内因。本研究中1 min闭眼原地踏步受试者均为医学上的健全人，体重、性别、年龄差异均不具显著性，戴眼罩排除了视觉因素，走路对肌肉力量要求不高。因此，本研究的动态平衡测试检测的主要是受试者的本体感觉和前庭感受能力。内八步态者动态平衡能力较正常步态者差，主要体现在偏移角度；3种步态方面，内八步态最大，与正常步态相比差异具显著性。在踏步的过程中，主观意识在保持踏步动作的完成一致性，但是本体感觉及前庭功能的薄弱，致使每一次踏步之间产生的微小差异不易被感知到，导致踏步持续偏转和偏移。
综上所述：一方面，外八与内八步态同为不良步态，有相同的特点，如足底压力中心移动速率峰值出现较晚，功能性动作筛查评分均较低等。另一方面，两者的生物力学特点不是简单的相对或相反，外八的很多特点与正常步态相似或相近，如足底冲量分布、下肢肌力、关节灵活性、动态平衡稳定性等。这也意味着影响外八的生物力学因素及形成机制与内八步态不同，需要更多的深入研究。
“身处在医改大潮中，很多y解的医学课题需要我们去攻克，除了科研问题，在当前医改工作当中，不管是公立医院或是民营医院，如何解决好看病难看病贵的问题，是当下作为一名医师和医院管理者必须要做好的一件工作。”
――天津市眼科医院院长汤欣
过去几年中，对角膜组织的生物力学特性及其对角膜疾病影响的研究越来越多，成为预防和评价相关眼科疾病关注的话题。
在精准医学・创新学术论坛暨2017济南协和眼科中心高峰论坛上，中华医学会眼科学分会常务委员、天津市眼科医院院长汤欣教授从临床思考的问题出发，深入阐述了白内障手术中角膜生物力学特性。汤欣教授从4个方面揭示了角膜生物力学性能测量在角膜疾病诊断、角膜屈光手术效果预测及眼内压测量等方面的重要意义――应用可视化角膜生物力学分析仪（Corvis ST）测量老年人角膜生物力学参数，分析了角膜生物力学特性；观察白内障超声乳化术后轴性高度近视患者角膜生物力学变化；同时分析了不同手术切口方式的生物力学改变；并比较了飞秒激光辅助的白内障手术与超声乳化手术术后角膜生物力学变化。
汤欣教授首先介绍了力学的基本概念。他指出，力的效应是指在人体内广泛存在力对介质、组织和器官的运动效应。生物体内应力应变与细胞生长的关系就是应力与生长关系的理论。应力作用于单位面积上的表面力。在力学中按受力后是否形变分为刚体和变形体，角膜属于变形体。
生物力学研究对角膜有何意义？
生物力学是指应用物理力学的方法和理论来研究生物和人体在宏观和微观水平上的力学性质和行为。它是分析发生在生命活动过程中的各种力学现象和过程，也是了解生物和人体一部分及相对于另一部分，以及整个机体在空间和时间上发生位移和运动的力学规律。
角膜与青光眼、屈光密切相关。与生物力学相关的角膜组织结构特点有：角膜从前到后分为上皮细胞层、前弹力层、基质层、后弹力层、内皮细胞层5层。角膜组织是人体典型的粘弹性组织，其5层结构有其不同的与组织结构相关的生物力学特点。白内障的摘除手术，主要经历三个阶段，首先是撕囊，在晶体前囊膜开一个圆形的口子；然后进行超声乳化，将白内障的晶体核震荡成小碎块吸出来；最后，植入人工晶体。以前眼科医师对角膜的生物力学特性了解不多，只是看看角膜是否透明，十几年前白内障手术被视为复明手术，如今白内障手术已经归结到屈光手术，需要我们更多地了解影响屈光手术疗效的因素。
角膜整体抗张强度主要来自含有胶原纤维的前弹力层和基质层。了解到这一点，对我们设计手术切口十分重要。前弹力层结构特点如下：8～12μm无细胞透明结缔组织，由直径20～20μm的胶原纤维以非束状且无规则方式排列而成，人眼角膜各层组织结构中其黏附性抗拉强度最大。基质层粘合力：角膜基质层间黏合力最强至最弱的区域依次为周边前部1/3基质、中央前部1/3基质、周边后部2/3基质、中央后部2/3基质、后弹力层。（王雁，赵堪兴，《飞秒激光屈光手术学》，人民卫生出版社，2014，北京）。
手术切口如何设计才是合理的？很多医师为节省时间，行白内障手术是一刀直接插入，但我们始终行三平面透明角膜切口，对黏合度、术后的密闭性和预后更好。阶梯状隧道切口切断板层组织相对更少，对术后角膜切口的张力强度更有益。手术切口设计优劣的衡量标准主要有两条：一是减少术后角膜源性散光，二是避免术后可能造成的切口严重感染。
弹性（Elasticity）是指材料变形后恢复原有形状的能力。弹性模量为描述角膜弹性材料特性指标之一，弹性模量=应力/应变，弹性模量值越高，代表材料越硬。人角膜应力-应变关系呈现非线性的特点。黏性（Viscosity）是指流体受到剪切力或拉伸应力时抵抗形变的能力。黏性是流体的固有属性，描述流体黏性大小的物理量为黏度，也称粘滞系数。黏弹性（Viscoelasticity）：材料在变形过程中同时表现出弹性和黏性，产生蠕变，应力松弛和滞后。各向异性（Anisotiopy）是指材料特性在各方向上不具有一致性。角膜不同部位胶原纤维交联不同角膜，中央板层之间的黏合力明显小于周边部，下方层间黏合力小于上方、鼻侧及颞侧周边。
以往对角膜的注意点如下：角膜的非对称Q值：非球面IOL，手术导航系统/角膜后面表面的散光：Toric IOL。角膜切口的构型，密闭性和生物力学性能。角膜作为人体最重要的软组织之一，对其特性的完整描述除了角膜厚度、曲率等形态学指标，还应包括角膜在受力时表现出的生物力学特性。角膜生物力学特征颇为复杂，且不是固定不变的。临床眼科中角膜的微观结构发生变化，角膜生物力学属性也会随之发生变化，且随年龄增长呈现下降趋势。
角膜生物力学性能的测量主要包括离体测量和活体测量两类，前者包括角膜轴向拉伸法、角膜膨胀法、离体全眼球膨胀测量法等，不能真正反映活体角膜生物力学特性，临床医师很少使用。后者可包括激光共焦显微镜、超声弹性显微镜、眼反应分析仪（ORA）、可视化角膜生物力学分析仪等进行测量。
Corvis ST是一种新型的活体角膜生物力学性能的仪器，可以客观地显示这一过程。全球第一台可视化角膜生物力学测量仪，可快速、非接触、自动化采集。其原理是通过超高速Scheimpflug拍摄技术，以每秒4330帧，空气脉冲后在31毫秒内可捕获140幅图像，拍摄范围为水平方向8mm。初始状态（Original state）是角膜未接触气压脉冲。中央角膜厚度（CCT）即角膜顶点处角膜前后表面垂直距离。第一次压平包括时间、速度和长度。第一次压平时间（First applanation time）是指角膜由初始状态至第一次压平经过的时间；第一次压平速度（Velocity in）是指第一次压平时，角膜顶点压陷的速度，方向为正值。最大压陷是指角膜顶点处于最大变形幅度时。最大压陷时间指的是角膜由初始状态至最大压陷经过的时间。反向曲率半径是指最大压陷时，角膜前表面曲率半径。峰距是指最大压陷时，角膜非变形部分最高点之间的距离。变形幅度是指角膜由初始状态至最大压陷，角膜顶点产生的垂直距离。
第二次压平（applanation2）是指角膜中央0.5mm区域形态由凹面向凸面转变的瞬间，包括时间、速度和长度。第二次压平时间是指角膜由初始状态至第二次压平经过的时间。第二次压平速度（Velocity in）是指第二次压平时，角膜顶点反弹的速度，方向为负值。第二次压平长度是指第二次压平时，角膜前表面压平部分的长度。
眼轴长度、角膜曲率：对角膜生物力学参数有无影响？
汤欣教授介绍，我院的第一项研究是应用可视化角膜生物力学分析仪，Corvis ST测量不同眼轴长度和角膜曲率的老年人角膜生物力学参数，分析探究其生物力学特性。研究收集拟接受白内障手术术前人群，共220人（426只眼睛），平均年龄为69.97±5.81岁（60-80岁）。依据不同性别分组，眼轴长度（AL）在22～24mm，角膜k值在42～44D之间：男性44眼，女性49眼，依据不同眼轴长、不同角膜曲率分组，观察不同眼轴长组间的生物力学是否有变化，同时进行正常眼轴长的不同角膜曲率组建的生物力学对比分析。结果显示，不同性别的组间角膜生物力学没有明显改变。
我们对不同角膜轴长进行分组（角膜k值42～44D）：第一组为22～24mm，平均数22.92，标准差0.53，共53例；第二组为24～26mm，平均数24.64，标准差0.52，共54例；第三组>26mm，平均数28.64，标准差1.76，共54例。同时在不同角膜曲率分组中发现，角膜曲率越大，角膜越陡峭，需要更大的力量来压平。角膜达第一次压平时，在同一气压脉冲的作用下，第一压平长度越小。第二压平状态中，此过程的作用力主要包括角膜黏弹性、眼内压和逐渐减小消失的气流。角膜曲率越大，可能会导致角膜本身的黏弹性降低，角膜在返回原始状态时所受的回弹力相对小，导致第二压平长度越小。
不同眼轴长的组间分析结果显示，随着眼轴的变长，角膜变陡峭，角膜曲率增大，角膜本身的黏弹性降低，角膜在返回原始状态时所受的回弹力相对小，导致第二压平长度越小。眼轴长度增加到一定长度时，眼球整体扩张而角膜厚度也会随之变薄。角膜的厚度增加角膜的硬度，相应的具有抗变形和快速修复的功能。眼轴越长，角膜厚度明显变薄，导致角膜在气压脉冲的作用下发生形变过程中角膜抗压强度小，相应的最大合莘度变大。用生物力学测量的眼压，是修正了角膜厚度和硬度的因素得到的，因此更为准确。随着眼轴长度的增加，眼内压有逐渐增高的趋势，且眼轴长度大于26mm，眼压增高的幅度最大，与本研究中眼压随眼轴长度的变化趋势一致。眼内外受压后的变化速度与角膜的黏弹性有关；眼轴长的角膜厚度薄，抗压能力也就变弱，在同一压强的条件下，抵抗力弱的角膜达第一压平状态所用的时间也就越长。
高度近视的白内障患者手术切口要精细
第二项研究是应用Corvis ST测量仪观察白内障超声乳化术后轴性高度近视患者角膜生物力学变化。Valbon等研究发现超声乳化术（PHACO）会引起角膜厚度增加及角膜生物力学性质减弱，从而导致角膜生物力学特性发生改变。随眼轴的过度增长及高度近视的发展，角膜的微观结构会随其发生变化，引起角膜损害，从而导致角膜生物力学特性发生改变。
轴性高度近视角膜和正常人角膜在进行Phaco手术前后，角膜生物力学参数的变化是否一致？我们设置了实验组与对照组两组。年龄54.85±4.78 vs.56.41±5.29，性别（男/女）18/16 vs.15/19，眼轴29.04±1.72mm vs.23.04±0.37mm，角膜曲率45.34±1.31 vs.44.48±1.42。晶状体核硬度Ⅱ级核16例，Ⅲ级核18例，Ⅱ级核15例，Ⅲ级核19例。研究结果显示，术后1周变化值与眼轴长度有正相关关系。
随着眼轴变长而眼球扩张胡使角膜变薄。角膜的生物力学特性大部分由基质层体现，组成基质层的胶原纤维的结构及成分决定了角膜的弹性性能，超声乳化术（PHACO）术后基质层角膜细胞密度明显增加。术后1周角膜不同程度的水肿及角膜基质层细胞的增加，使角膜抗压强度增强，在同一气压脉冲的作用下使最大压陷深度减小，由于角膜厚度增加，最大压陷深度减小从而导致峰距增大。正常眼轴组术后中央角膜厚度呈先增厚后逐渐恢复，主要是由于术后暂时性、可逆性的角膜水肿引起，角膜生物力学的相关参数也随角膜水肿的消退而恢复到术前水平。随着高度近视眼轴长度的增加，后部巩膜出现葡萄肿而变薄，通过力的传导作用，对角膜产生向周围的牵拉作用，使角膜的基质层发生细微的生物学变化，角膜的生物力学也会随之发生一定的改变。长眼轴组生物力学参数在术后一周的变化量要比正常组大，且长眼轴组术后1月与术前相比变化量要比正常眼轴大，且结合手术各个时间点的变化趋势图可以看出，长眼轴组术后角膜生物力学更易发生变化且恢复速度较正常组慢。
在相关性分析中发现高度近视组术后1周中央角膜厚度的变化量、矫正眼压的变化量、最大形变幅度的变化量与眼轴存在正相关性，而正常人组与眼轴均无相关性，从另一方面证明了角膜生物力学及眼压会受到眼轴的影响。本研究的结果提示我们，对于高度近视的白内障患者，在进行手术中，手术切口的设计和制作要更加精细，隧道的长度应适当延长，尽力避免外切口边缘的豁口。此外，由于手术后恢复的时间延长，手术后验光配镜的时间应适当延长。
飞秒激光与超声乳化术，术后角膜生物力学有何变化？
第三项研究是应用Corvis ST测量仪，比较飞秒激光辅助的白内障手术与超声乳化手术术后角膜生物力学变化。飞秒激光技术在临床上应用越来越多，但在白内障手术的辅助作用也存在争议，目前比较认可的是飞秒激光撕囊更精确。对手术技术好的眼科医师而言，飞秒激光的性价比有限，但在精准方面有一定的优势。飞秒激光对每个患者角膜切口的结构能实现一致性，撕囊口更居中，直径大小完全一致，更加精准。对于普通硬度的白内障晶状体核，飞秒激光术后预后好，但对于更硬的晶状体核，飞秒激光术后角膜水肿的情况反而会加重。白内障晶状体核硬度越大，需要采用的超声能量越大、时间越长，对角膜组织内皮细胞的影响越大，角膜水肿越明显。这也提示我们，要根据实际情况进行先进设备的临床应用。发达国家的白内障患者应用飞秒激光效果很好，因为晶体核硬度普遍不高，碎核容易；我国白内障患者晶状体核往往硬度很大，飞秒激光碎核的效果就不太理想。
传统超声乳化白内障手术的对象和方法是，应用前房穿刺刀在11点方向作一透明角膜缘隧道切口，大小约3.0mm，辅助切口位于角膜缘2点方位。飞秒激光白内障手术应用LenSx飞秒激光系统进行环形截囊、晶状体核裂解、透明角膜隧道切口的制作，在11点方向做角膜缘隧道切口，参数大小均设为3.0mm，辅助切口均位于透明角膜缘2点方位。
超声乳化术（PHACO）组术后1周第一次压平长度变大，第二次压平长度变小，术后1个月恢复至术前水平。飞秒激光超声乳化手术（FLACS）组第一次压平长度、第二次压平长度术后1周、术后1个月较术前无明显变化。术后1周PHACO组第一次压平长度比FLACS组大、第二次压平长度比FLACS组小，两组术后1个月均恢复至术前水平，无统计学差异。
PHACO组术后一周峰距、最大形幅度变大，术后1个月恢复至术前水平。FLACS组峰距、最大形变幅度术后一周、术后1个月较术前无明显变化。术后1周PHACO组峰距、最大形变幅度距比FLACS组大，两组术后1个月均恢复至术前水平，无统计学差异。
PHACO组术后1周的角膜生物力学还是有一定的变化。手术切口的构型不确定，第一次压平长度变大、第二次压平长度变小、峰距变大、最大形变幅度变大，但到术后1个月，随着术后伤口的愈合，角膜生物力学参数就恢复到术前水平。超声能量使用过大，导致角膜水肿，术后1周角膜中央厚度（CCT）变厚，眼内压（IOP）升高。术后1个月，随着术后伤口的愈合，角膜生物力学参数恢复到术前水平。
角膜是一种非常复杂的各向异性（anisotropic）组织。中央角膜的强度取决于层间蛋白多糖结合，角膜基质板层间的黏合力和胶原纤维交联作用在前部及周边的角膜基质层分布较大，可以向下方板层传递向心的作用力，从而提高角膜的抗张力与韧性。角膜生物力学描述角膜组织对施加到它们的力的反应，包括外部施加的力和角膜固有性质之间的相互作用。
角膜的基质层约占角膜总厚度的90%，包含了约200～250个胶原纤维板层，相邻的纤维板层之间有相互交联的胶原纤维束，为角膜板层间剪切阻力，以及板层间张力负荷的传递，提供了重要的结构基础。而且前部的角膜基质板层排列比后部更加致密，具有更多的倾斜分支和交联。因此前部的角膜基质层较后部基质层承担着更大的生物力学作用。此外，周边部角膜的基质也比中央区具有更强的延展性，即更强的的韧性与张力。
汤欣教授介绍，最近我们还在开展阶梯状隧道切口（微切口）和普通切口的临床分析研究。初步发现1.8mm的微切口组和2.8mm的普通切口组两组间无明显差异。提示我们，在手术中一味追求微切口，以至于对不同硬度的晶状体核都采用微切口是不可取的。用微小的切口去处理更硬的晶状体核，使用的超声能量会越大，时间会越长，因此在临床中应根据具体情况应用不同的切口方法。比如，对于Ⅴ级（极硬核），传统的小切口白内障囊外摘除术（ECCE）能给予非常好的处理，术后第一天角膜非常透亮，而用超声乳化或飞秒激光可能角膜水肿严重。在手术切口制作方面的临床研究结果显示，阶梯状隧道切口好于单面隧道切口，隧道切口不能过短，切口两侧不能有豁口，隧道上层不能过薄，外切口位置不要位于角巩膜处，避免球结膜水肿，影响手术操作。
他最后强调，随着医疗检查诊断技术的发展，眼生物力学性能的重要性被逐渐认识，角膜生物力学性能测量，在角膜疾病诊断、角膜屈光手术效果预测及眼内压测量等方面都具有非常重要的意义，需要引起临床研究者更多的关注。
摘 要 众所周知在武术散打运动项目中，腿法技术训练质量越高，运动员成绩越好，在瞬息万变的激烈比赛中腿法技术运用的实效性越好，运动成绩越好。在散打技术中，蹬腿和侧踹腿是遏止国外运动员擅长的重拳及近身搂摔打法的实效技术。在训练中要针对性的提高其动作速度和攻击威力，对于运动员反守反击意义重大。我们通过生物力学软件对前腿侧踹这个具有代表性的动作进行客观而系统的分析，从而归纳其内在的运动生物力学特点和规律，对今后的教学与训练提供科学的理论依据，对提高散打运动员的成绩有十分重要的意义。
关键词 竞技武术 散打踹腿技术 运动生物力学 分析
1绪论
根据散打的动作特征和技术要求，每一个踹腿动作过程中都要经历提膝、翻小腿和踹击三个阶段，而踹腿动作中的翻小腿和踹击往往是同时进行的，所以我们将其分为提膝和翻踹两个阶段。同时为了叙述方便，我们将为完成技术动作支撑人体重心的腿称为支撑腿，而进攻击打目标的腿称为攻击腿。运动技术水平的表现跟腿法技术密切相关，自古就有谚语“手是两扇门，全凭腿打人”，这充分说明了腿法技术在散打运动中的重要作用。根据马学智对1999年全国武术散打锦标赛的研究表明：在进攻技术中，腿法比拳法的运用次数多。而在众多的腿法中踹腿是直线性腿法的典型代表，又有“先锋腿”之称。因它在技、战术上具有能攻善守之优点，且在打击力量、打击速度等方面明显优于其它腿法动作故被运动员视为进攻得分的主要动作之一，是散打中运用率较高的腿法。马莉芳、韦海峰对武术散打王争霸赛腿法技术的运用进行分析得知，侧踹腿共运用544次，占整个腿法使用总数的24.8%，仅次于横踢腿，是有效的得分手段之一。从现场观察统计来看，侧踹腿攻击部位多在胸腹部，缺乏高、中、低位的变化，攻击距离也有一定的局限性。梁亚东、肖红征对“第5届世界武术锦标赛”散打决赛腿法技术运用进行分析，结果表明：运动员掌握腿法技术的好坏直接影响其比赛成绩。腿法技术训练质量越高，在瞬息万变的激烈比赛中运用的实效性越好。蹬腿和侧踹腿是遏止国外运动员擅长的重拳及近身搂摔打法的实效技术。在训练中要针对性的提高其动作速度和攻击威力。对前腿侧踹这个具有代表性的动作进行客观而系统的分析，从而归纳其内在的运动生物力学特点和规律，对今后的教学与训练提供科学的理论依据将有十分重要的意义。
2研究现状
查阅《体育与科学》、《中国体育科技》、《体育文史》及北京体育大学、上海体育学院等12所体育院校的学报，《浙江体育科技》、《辽宁体育科技》等14家体育科技期刊近十年来有关散打运动方面的研究文献以及武术领域专著和论文后得知，国内学者对散打运动训练方法、战术应用、营养卫生及赛制改革等方面的研究取得了一定的成绩，但真正对散打运动技术动作进行深入研究还显得不够，运用运动生物力学的研究方法进行探讨散打动作技术的成果还非常有限，其文献报道寥寥无几，更谈不上综合分析和量化指标。关于竞技武术散打踹腿术的生物力学分析这一课题目前尚属缺乏。武术对抗性项目的开展，从武术套路的攻防含义中彻底地分离出来，形成了具有实用性技击对抗的体育项目――竞技武术散打。它是两人按照一定的规则，运用武术中的踢、打、摔和相应的防守等技法进行徒手格斗对抗的现代竞技体育项目。是中国武术的重要组成部分。武术是中华民族文化的瑰宝，在几千年的发展过程中，由于科学技术不发达，没有先进的实验仪器和科学的理论支持，没有条件对拳理、拳法做科学的分析研究。因此，前辈武术家在练拳习武的过程中，只能由感而发，将拳理、拳法中的一些原理及规律以感性认识的方式记录下来，以指导后人习练武术，少走弯路。理论源于实践，理论反过来又能指导实践，促进实践更好地发展。竞技武术散打作为一项体育运动，已经推向世界，如果没有坚实的理论为基础，它的发展就不容乐观。所以，竞技武术散打的发展需要有一系列的科学理论为其奠定基础，对散打基础理论的科学化、系统化研究已经成为摆在我们面前亟待解决的问题。运动生物力学作为体育运动的基础理论，也是散打技术改M和提高的重要依据之一，故用运动生物力学原理对散打技术动作进行分析具有重要意义。人体任何合理的动作都要遵循运动生物力学原理，竞技武术散打运动也不例外。任何合理的散打技术动作都必须符合人体解剖学、运动生物力学原理、运动学规律和武术技击原理。运动生物力学是散打运动存在和发展的最重要的理论依据之一，散打任何技术动作都是在人体自身的内力与外力整体作用下完成的，运动生物力学原理贯穿在散打每个技术动作中。竞技武术散打与运动生物力学原理交融渗透、密不可分。竞技武术散打作为一项体育项目，其动作技术有着自身内在的规律性，如果不对这些规律进行科学把握，没有一个标准化的通用技术，竞技武术散打就不可能更好地发展下去，甚至难以让世人接受。竞技武术散打要想走向世界，和西方体育运动相互融合，共享一个“蛋糕”，就必须与现代科学知识相结合，走科学化的发展道路。本人在查阅了大量的文献资料发现在散打中有关技法的论述较多，但大多是基于经验介绍，缺乏应有的理论依据。运用生物力学手段对技术动作进行诊断和评价的报道极为鲜见，即使有也是零星的缺乏理论深度的或者研究方法和测试仪器已经不能适应现代体育运动发展要求的。从目前运动生物力学动作技术研究的方法和范畴分析，已经深入到通过三维测试分析系（下转第146页）（上接第144页）统等来评价和诊断动作技术，但在竞技武术散打运动中还很少见到。
3研究方法
本人采用QUALISYS-MCU500红外远射测试系统与三维测力平台测试系统对散打腿法中较为常用的前腿踹腿技术进行研究，对不同水平运动员（优秀组与非优秀组）每组10人，共20人的踹腿技术进行髋、膝、踝关节角度测试、速度测试，并分析，力求找出前踹腿技术的运动生物力学特点及内在的规律，为进一步丰富、完善散打技术理论、优化动作技术、规范技术规格、预防损伤和科学选材作前瞻性探索。
5结论
建议散打运动应该更加科学化地发展，对动作技术的研究应该多借助一些运动生物力学、解剖学、生理学的研究方法和手段，并采用当今先进的实验仪器进行测试与分析，使散打理论得到科学的验证与补充，不断丰富散打理论，以推动其更好的发展。
摘 要 采用文献计量方法对中国知网上发表的关于攀岩训练中动作分析的论文进行了研究重点的分析。研究主题包括肘关节屈伸肌的力学特征、肘关节等速肌力评定和“侧拉”生物力学分析。侧拉技术的生物力学合理性表现为侧对岩壁时人体重心更靠近岩壁，重力产生的倾倒力矩小；膝关节的屈伸不会把人体顶离岩壁；人体重心在形成侧拉两关节点的连线附近，几乎不产生使人体翻转的力矩，可以使另一手臂和腿做较大幅度的自由运动，分析得出最合理最省力的侧拉动作。
关键词 攀岩 生物力学 侧拉动作 技术分析
本文运用文献资料法对动作技术的分析加以概括，特别是关于运动生物力学的研究分析。很多研究中都运用到了运动生理学的相关指标，如肌电测量分析法，当然生物力学的实验研究少不了，如平面定点摄影测量法。这些方法均是为了找出优秀动作的运动学参数指标，寻求该动作过程的运动学特点，揭示运动员完成合理动作的规律和技术动作要领，并制定针对性的科学训练方法，促进运动员快速掌握动作技术，进而提高攀岩运动的竞技水平。
1侧拉的分类
侧拉动作 1：开始动作时运动员身体正对岩壁身体重心离岩壁远而不利于完成动作。
侧拉动作 2：开始动作时运动员身体侧对岩壁，但支撑腿（左）和岩壁之间的角度太大。
侧拉动作 3：开始时运动员身体侧对岩壁，支撑腿的外测尽量贴近岩壁。
2平面定点测量的结果分析
2.1攀岩时人体重心的特点
人体重心是人体各环节所受重力合力的作用点，攀岩时只有手和足附着在岩壁上人体其它部分均在岩壁之外，由岩壁与人体的位置关系可知，攀岩时人体重心在岩壁之外，重力不仅对人体产生向下的作用力，同时还产生使人体向外倾倒的力矩，因此重力是破坏人体平衡的主要作用力，人体重心的位置对攀岩时人体的平衡非常重要。
2.2保持平衡所需力量
人体重心的位置对攀岩时人体的平衡非常重要。动作1和动作2在做起始动作时重心在两支点连线的左方但中间动作时在两支点连线的右方，在这个过程中为了保持身体的平衡手臂做了很多的功也就是手的拉力用了很大的劲，而动作 3 的起始动作时重心在两支点连线的右方，所以在完成动作时很省力，动作是科学的。
3三种侧拉动作的力学分析
侧拉动作1和侧拉动作2在起始动作时重心在两支点连线的右侧，但中间动作时在两支点连线的左侧，在这个过程中为了保持身体的平衡，克服重力给人体带来的转动效果，手臂的拉力起了主要的作用，用了很大的力量。而动作3的起始动作时重心在两支点连线的右方，人体重心主要是垂直方向的运动，所以在完成动作时比较省力。同时侧拉3的动作特点是身体侧对岩壁，身体对侧手脚接触岩壁，另一只腿伸直用来调节身体平衡。人体重心更靠近岩壁，倾倒力矩小。另外支撑腿在由屈到伸的过程中人体重心只是向上移动，不会被顶离岩壁，倾倒力矩不会增加，随人体重心提高侧对岩壁可以使右臂仍然可以向下拉，抵抗倾倒的力矩不会减小，平衡维持比较容易，同时可以利用全身的高度去抓握上方支点。
4采用侧拉技术动作合理性（侧拉动作3）的力学分析
侧拉动作3的特点是身体侧对岩壁，身体对侧手脚接触岩壁，另一只腿伸直用来调节身体平衡。力学合理性表现为两个方面，一是由于侧对岩壁，人体重心更靠近岩壁，倾倒力矩小。另外支撑腿在由屈到伸的过程中人体重心只是向上移动，不会被顶离岩壁，倾倒力矩不会增加，随人体重心提高侧对岩壁可以使右臂仍然可以向下拉，抵抗倾倒的力矩不会减小，平衡维持比较容易，同时可以利用全身的高度去抓握上方支点。
另外，侧拉时人体重心点一直在左手和右足攀登附着点的连线附近，由于力臂很小，这样在人体上升用右手触摸下一点时人体重力几乎不产生绕纵轴的使人体翻转的转动力矩，这样右手就可以比较自如的去触摸和把握下一点，左腿也可以进行较大幅度的活动。
5不同类型侧拉技术肌电测试结果的分析
在三种侧拉动作的对比中侧拉动作3的膝关节角度开始变化时肱二头肌还没开始发力，股外侧肌是促使身体向上移动的主要发力肌肉。
另外，在三种侧拉动作的对比中侧拉动作3的发力顺序间隔明显股外侧肌――腓肠肌――背阔肌――肱二头肌，说明在侧拉动作3的过程中股外侧肌是最先参与发力的而且发力而且持续时间长，贡献的力量最大，是主要用力肌肉，相反肱二头肌的参与时间晚，持续时间短，贡献的力量最小。不同侧拉动作各肌肉发力大小比较可以看出侧拉动作3的肱二头肌积分肌电值最小，股外侧肌积分肌电值最大。
在难度攀岩中如何合理的应用技术动作调整身体平衡，节约上肢力量直接决定运动员的比赛成绩，从以上对比看出侧拉动作3是这三种动作中最合理的动作，同时也提醒我们在日常训练中不要单单注重上肢力量的训练，下肢力量的训练也是很有必要的。
摘要：本文采用文献资料法，结合前人研究结果和方法，对网球、足球两个专项的特征动作的足部运动进行了生物力学分析，研究结果表明：1. 足部承担离地蹬伸任务时前足承担主要载荷，中后足受力不显著，足部承担落地缓冲任务时，后足和中足受力增大，前、中、后足共同承担身体载荷。2.足球项目前足内侧压强峰值最大，网球相对较小。3.网球运动中，趾区的压强峰值超过第一跖趾关节区；足球运动中，第一跖趾关节区和趾区压强峰值大。
关键词：足底压力分布、踝关节、专项运动
生物力学的研究范围包括整个人体，足部生物力学的研究是其中重要的一部分。由于体育运动中，运动损伤的多发性使其成为众多科研项目的焦点内容。其中，踝关节损伤是所有运动损伤中最常见的运动损伤之一。这类损伤经常发生在篮球、排球和足球等通常需要迅速敏捷地跑动、急停和跳起的项目中。因此，不同专项足踝部的伤病发生机制与防治已成为学术界研究的热点。此外，随着专项运动员和教练员对专项运动鞋的防伤能力和功能表现力的要求越来越高，对不同专项动作中足踝部的生物力学特征研究就显得尤为紧迫和重要。本文在阅读大量相关文献的基础上，应用目前最先进的足底压力分布测试系统，对网球、足球2个专项的6名男子大学生运动员进行了2个特征动作的足部的生物力学分析。试图通过不同项目指标的对比分析得出不同专项的足底压力和运动学特征，从而为足踝部损伤研究和运动鞋专项化的相关领域提供实验依据和理论基础。
1.研究方法：
1.1文献资料法
1.2实验法
1.3对比分析法
2.研究对象：本研究选取湖北大学体育学院6名本科生为研究对象，其中三名为足球专项，3名为网球专项。6名受试者均无下肢足底足踝病痛史。
3.实验器材：1.Novel Pedar system （鞋垫式足底压力测量系统）――垂直压力测量/静止状态和运动状态. 2.身高、体重测量器
4.实验步骤：
4.1.进行Novel Pedar system 足底压力分布测试系统的连接和调试。
4.2要求受试者均穿着运动服装、体操鞋，测量受试者身高、体重后登记受试者情况。
4.3选择符合各受试者鞋内底尺码的测试鞋垫，确保测试鞋垫边缘无折痕，鞋垫大小与鞋内底边缘吻合，配戴测试设备后，受试者进行3-5分钟适应性动作练习。
4.4采集网球、足球2个项目运动员各自专项特征动作的足底压力分布数据，共2个特征动作分别是网球项目中网前急停反手截击球（右手执拍）， 足球项目中的急停转身跑左转90度，每人每个动作测试三次，2次动作间隔2分钟。
5.测试指标：
压力峰值：分区内所有传感器在测试阶段内受到的最大合力。
压强峰值：分区内每个传感器在测试阶段内所受压强的最大值。
压力峰值百分比：某分区压力峰值占前中后足的压力峰值总和的百分比。
6.实验数据处理：
6.1采用Excel进行数据分析。
6.2选取网球和足球受试者三次动作取平均值进行分析。
6.3将每只鞋垫分为前足区、中足区、后足区三个分区，这三个分区覆盖了整个足底，此外在定前足区内义了三个特定区域，第一跖趾关节区、趾区、除趾外其他四趾^。
7.实验结果与分析：
7.1网球（网前急停反手截击球）
在网球急停反手截击动作中从跑动、急停到最后的截击步仍然以前足的承载为主趾区的压力峰值尤其显著、后足尤其是支撑脚后足的受力从跑动截击过程有不断增大的趋势，中足几乎不受力，支撑脚的足底压力峰值普遍大于发力脚，急停和截击步足底受力大于跑动步。
7.2足球（急停左转向跑）
由跑动到急停，足球运动员的前足受力面积变小，前足受力集中到前足的局部。
在跑动步离地蹬伸阶段，趾对身体向前移动起着举足轻重的作用，但在急停步的落地缓冲阶段，趾的作用减弱，其他四趾对地的制动作用增大。我们从左脚和右脚的跑动步和急停步对足球急停左转向跑动作的足底压力进行分析可以看出从跑动步到急停步，前足压力峰值明显降低后足的压力峰值明显增大，但前足内侧的压强峰值始终维持较高的水平。
两个项目足底压力分布的对比：
1.第一跖趾关节和趾的足底受力模式。第一跖趾关节区和趾区是前足受力明显的两个特殊区域，这两个位于前足内侧的区域通常是各个动作中前足压力峰值和压强峰值发生的区域。此外，比起缓冲阶段它们在足部主动发力的离地蹬伸阶段起着更重要的推动人体向前的作用。
2.网球运动中，趾区的足底压力峰值表现显著，显示了网球运动中趾作为推动人体重心移动的最后一个小关节，其支撑稳定性和关节力量比起第一跖趾关节更为重要，足球运动中不论是第一跖趾关节区还是趾区都表现出2个项目动作中最大的压强峰值。比较2个项目前足内侧压强峰值情况，可以得到足球项目动作前足内侧压强峰值较大，网球项目动作较小。
3.对比网球急停反手截击球和足球急停转向跑动作，从跑动到急停时后足均有受力增大的变化趋势，因此急停阶段后足明显的受力增大趋势是由于急停阶段为了增大身体重心向后的加速度，运动员必须增大对地受力面积以增大对地反作用力从而达到急停的目的，尽管后足受力增幅较大并且分担了前足载荷的很大部分但是从压力峰值百分比上仍然可以看出，前足依然是急停阶段最主要的承载区域。
8.结论：
8.1足部承担离地蹬伸任务时前足承担主要载荷，中后足受力不显著，足部承担落地缓冲任务时后足和中足受力增大，前、中、后足共同承担身体载荷。
8.2足球项目前足内侧压强峰值最大，网球相对较小。
8.3网球运动中，趾区的压强峰值超过第一跖趾关节区，足球运动中，第一跖趾关节区和趾区压强峰值大。
9.建议：
综上所述我们从运动生物力学的角度出发，对2个专项的运动鞋设计提出以下建议：
9.1网球运动网前截击等动作需要其专项鞋考虑到指在网球特征动作中的重要作用和影响应当增大鞋底跖趾关节部位的灵活性以及趾区域足底支撑的稳定性，以利于趾部位在网球动作中更好的充当最后关节支撑面的作用。
9.2足球运动专项鞋应当具备良好的前足减震缓冲能力并提供稳定性来抵抗踝关节在跖屈位置时的内翻力，通过对鞋面材料进行加厚和加固以增加运动员踢球的舒适度同时提供正常的距下关节灵活性。
摘 要：本文基于运动生物力学的应用性特点，结合高尔夫球这项高雅运动的性质，联系高尔夫球运动的发展趋势，以及目前高尔夫球专项运动的发展需求，使运动生物力学的应用性与高尔夫球的技术需要相结合，为高尔夫球运动的发展核技术提高提供借鉴。
关键词：运动生物力学 高尔夫球
"高尔夫"是荷兰文kolf的音译，代表的是"有绿地和新鲜氧气中的美好生活"。所以说高尔夫球是在优美环境中，一项高尚娱乐性运动。一些国家叫"贵族球"，主要是因为此项目所要求的设备相对贵。以前高尔夫球运动，被称为贵族运动的代名词，甚至是身份阶层的代表，但相传，当时在苏格兰，牧羊人无事时候经常用驱羊棍击石子玩，比谁击的远准的娱乐活动。从高尔夫球的英文单词GOLF可以看出来：G-绿色（green）；O-氧气（oxygen）；L-阳光（light）；F-友谊（friendship）。可以说是一种把享受大自然乐趣、体育锻炼和游戏集于一身的运动。
1860年，最早的高尔夫球比赛也是出现在英格兰。19世纪，此运动传入美国。1922年，第一次国际性比赛是"沃克杯"，英国对美国的对抗赛。在20世纪初这项高雅的运动才开始进入我国。
随着我国社会经济的发展，高尔夫球这项高雅的运动，不仅仅是中上流社会的运动项目，特别是近几年这项运动在我国发展相当快，在未来的发展过程中，高尔夫球也必将成为一项重要的健身娱乐性项目，随着科学技术的发展，新型材料的应用，这些对高尔夫球技术的发展或多或少起着不可忽视的作用，这些我们可以间接的从高尔夫球的远度以及杆种的变化看出。
时间摧移社会发展，运动生物力学相关知识的不断丰富和完善，其研究手段和方法也在不断的更新，在内容和层次上也不断加深且更加系统化。[1]其在认识运动项目的规律性和提高运动技术的水平上，都起到了显著的作用，而其在高尔夫球运动中的研究还不够系统，不够深入。
1.运动生物力学在高尔夫球运动中的
高尔夫球运动是一项非常特殊的运动，球员利用手中的杆和肢体的动作进行配合，利用身体的扭转，带动球杆以一定的速度、弧度、动量、动量距击打静止的固定球，球获得动能后，以一定的速度、弧度飞向目标洞。飞出球与目标洞的偏离角直接影响其运动成绩好坏，我们利用现在生物力学的三维摄像技术，对高尔夫球运动技术进行诊断，从中找到球员转体的最佳角速度、最佳关节角度、最佳身体转动角度以及球杆运动过程中的最佳轨迹，以及在接触球瞬间的最佳触球面。还可以结合三维测力台，对运动员击球动作过程中脚下的力量大小、方向进行分析，与三维摄像技术进行结合分析，找到最佳的技术动作。利用体表肌电测量技术，对运动员的肌肉启动顺序先后、肌肉的用力大小进行研究，为运动员运动技术和预防运动损伤进行指导借鉴。
2.力学理论研究方法在高尔夫球运动中的应用
运动生物力学是以力学理论为基础研究人体机械运动的规律。[2]人体运动是在神经控制下的非常复杂的运动，各个环节的运动都在神经系统的控制下协调、有序的进行。主要的对人体运动仿真性的简化、抽象的模拟。一般包括的步骤；首先根据动作的特征建立相应的目标函数；然后根据模型选择确定相应的刚体自由度；随后建立相应的运动动力学模型；再根据实测的已知道的数据求解；最后根据求解的数据结果对运动规律作出解释，也就是将所得到的数学规律化成体育的专业语言，从而进行合理的指导[4]。为找到更好的击球技术动作或者对相应的辅助联系器械进行改进，可以利用力学的研究方法对相应运动的关节力和关节力矩进行摧算得到。从而丰富、优化高尔夫球动作的技术的相关数据，为练习者教练员提供参考指导。
2.3运动生物力学实验仪器在高尔夫球的应用发展分析
2.31运动生物力学在高尔夫球项目中的应用
随着信息时代的不断发展，不同学科不同专业之间的信息知识的共享和借鉴成为主流，交叉学科，综合学科已经成为现代社会科学技术发展的主力军。高尔夫球同样可以借鉴其他运动项目中的运动生物力学仪器进行相关性的研究。利用三维测力台，我们可以直接测的球员在击球过程中，球员与地面的作用力大小和方向。利用脚底压力鞋垫，我们可以在运动员打球过程中，测的脚底的压力分布，利用得到的数据，对用动员的鞋子设计或者改进提供参考，间接性质的为球员技术提供服务。高尔夫球是近似于围绕身体垂直轴的运动，在扭转过程中我们利用肌电仪器，进行肌肉活动顺序和肌肉强度测量，利用此我们可以详细的知道参与活动的主要肌群和辅助肌群，从而为专项力量训练天提供参考。
2.32同步测试
随着运动生物力学的不断完善和发展，多机同步测试是现在研究的主要手段，随着高尔夫球的不断发展，科学技术的不断进步，运动学、动力学、肌电测量、人体生物力学测量必将趋向多维度的视角同步测试。这将会对高尔夫球运动有更实效、更准确、更全面的指导性作用。
2.3.3运动技术测试仪器反馈的专项化、快速化
运动生物力学的仪器的发展的完善，技术测试仪器的专项化、反馈快速化，将在运动技术中得到体现，高尔夫球也不例外。近年来运动运动学、动力学、生物力学，测试仪器的质量、功能、效率都在其他专项运动中不断出现。这也将为高尔夫球运动技术的诊断提供参考，可以将速度加速度传感仪器做到很小的情况下，安装在高尔夫球和高尔夫球球杆上，可以对球飞行及球员挥杆击球过程中受力进行监测，得到瞬间的运动学和动力学参数，这些专项化、快速化的技术仪器的运用，也将为高尔夫球运动的理论和实践，带来更快捷和真实的帮助。
2.4运动生物力学的理论研究和时间研究也得紧密结合
首现理论研究是实验研究的前提和基础，没有科学的、扎实的理论研究，实验研究就缺乏科学的理论依据，实验研究就可能误入歧途；理论来自于实践，特别是科学实验。实验研究为理论研究提供可靠的论据，使理论更站得住脚，因此在高尔夫球运动中运动生物力学的理论研究与实验研究应相结合。理论为高尔夫球提供了运动的普遍规律，对分析有理论指导意义。实验为理论研究和时间应用架起桥梁，能是理论更好的结合实际，为实际服务。
3总结
随着科学技术的不断进步，运动技术得更加规范规律化，在运动技术诊断、提高方面，借助于科学的仪器和专业性的设备尤为重要。在高尔夫球这项优雅的运动中，利用和开发研制先进的科学仪器，对运动技术进行分析、进行有效的训练、损伤机理的预防和研究领域有为重要。而运动生物力学或与相关技术的结合恰恰能为此做出服务，为高尔夫球的运动技术提供技术服务。
【摘要】 目的：构建起肘关节三维有限元模型，借助三维有限元法对桡骨头在各种损伤程度下、各种位置上及肘关节各种屈曲程度下生物力学改变的情况进行分析，为研究桡骨头病理形态及生理功能变化提供实验依据。方法：将1名身体健康的成人志愿者作为研究对象，不考虑肘部的所患有的疾病，前薄层扫描CT图像扫描右肘及前臂，在软件中导入Mimics、ANASY、LS.DYNA97数据以构建起肘关节三维模型，开展装配、分配网格、将属性赋予材料以及有限元计算等工作。结果：所构建起来的肘关节三维有限元无限接近实体解剖标本，对桡骨头实际解剖状态与生物力学行为进行了全面真实的体现，同时与CT切片图相对比以验证了其精确性。结论：借助三维有限元模型将生物力学模型可以为桡骨头正常力学行为以其病变、损伤的临床诊疗提供病理形态及生理功能变化基础，为临床诊疗奠定更坚实基础。
【关键词】 桡骨头； 肘关节； 三维模型； 有限元分析
锕峭返纳理功能具体指的是传递应力以及保持肘关节外侧处于稳定状态，在维持肘关节稳定与功能方面发挥着举足轻重的作用[1]。桡骨头骨折属于一种关节内部发生骨折，相当于肘部骨折的30%左右，其骨折过程实际上是肘关节所在的部位稍微弯曲、前臂旋转到前位过程中手掌以较大力度与地面贴合在一起，引发肱骨小头与桡骨头受到猛烈碰撞而导致骨折[2]。对于桡骨头的治疗手段，从刚开始的非手术治疗逐步演变到在内部固定、切除桡骨头、以人工假体进行代替等，但治疗方案的选择大多以临床实践为基础，治疗后常遗留较为严重的后遗症[3]。近年来，有限元法在骨科领域的研究越来越多，国内外学者也提出了不少腕关节的数字模型[4-7]，其基本原理是根据几何外形、材料性质以及受力条件等因素将弹性物体划分成有限数量且互相连续的单元，在不伤害身体组织的前提下重新创建复杂构建的构造、外形、所能承受的重量以及材料力学性能，使传统实验生物力学能够重复与不具有可比性、对身体组织造成伤害的缺点得到较大弥补。所以，本实验在建立肘关节三维有限元模型的基础上，立足于各个层面对桡骨的生物力学做了全面深入的研究与分析，而且通过多个侧面给出了治疗桡骨骨折的手段，同时为更加深入地探究做好铺垫，现报道如下。
1 材料与方法
1.1 研究对象 将1名身体健康的成人志愿者作为研究对象，男，31岁，身高：175 cm，体重：74 kg，不考虑肘关节与前臂受到的损伤及其他疾患。该研究已经伦理学委员会批准，患者知情同意。
1.2 设备与软件 Philips 64排螺旋CT扫描机。软件为Mimics 16.0（比利时Materialise公司）、Hypermeshl 0.0（美国Altair 司）和LS.DYNA971（美国LSTC公司）。
1.3 数据获得 志愿者身穿防护铅衣，应当借助64排双螺旋CT分别实施0°、30°、60°、90°以及120°弯曲度的薄层扫描，并以DICOM格式保存，并将数据导入Mimics 16.0。
1.4 建立肘关节的三维模型 在三维软件Mimics中导入CT数据，对图像进行仔细筛选，将四周组织图像完全剔除，同时设定目标图像的阈值，重新构建肘关节、肱骨下部、桡骨、尺骨上部以及环形韧带的三维图像，而且将边界坐标完全对外输出。借助普遍使用的Auto CAD造型软件Unigraphics NX当做实体搭建模型的平台。导入由Mimics产生的轮廓数据，进而形成三维实体模型，提高模型的光滑度，将它承受重力的一面与接触面都成为平面。此外借助Hypermesh软件把相对的肘关节轮廓线I GES线条全部连接以后成为平面，再将几何模型的表面以单元大小1 mm为单位进行面网格划分，最后采用四面体实体网格划分技术生成四面体，也就是在对模型的线条、平面以及体进行有关操作的基础上得到肘关节三维有限元模型，同时划分有限元网格，构建起有限元网格模型。
1.5 将材料属性赋予有限元模型 开展有限元分析与计算，将密度、弹性模量、泊松比等各种材料属性都赋予有限元模型中的所有单元，进而成功搭建起材料性质非均匀特点的有限元模型。本实验把模型所包含的组织材料都精简成具有相同属性的均匀弹性材料。按照相关文献资料开展材料属性赋值，从而构建起肘关节三维有限元模型，见表1。
1.6 负荷加载实验 为了对模型的有效程度进行检验，针对模型实施负载实验，把获得的结果和过去得到的实验数据相互比较对模型的有效性进行验证。固定好模型肱骨一端，通过腕关节对尺骨施加100 N垂直负载，将有限元计算软件LSDYNA971导入以后对前臂旋前位肘关节进行0°、30°、60°、90°以及120°弯曲角度下肘关节桡骨与尺骨关节面承受力与力量分布进行分析，见表2。
2 结果
利用计算机辅助技术手段与软件Mimics、Hypermesh，完成了肘关节与桡骨三维有限元模型构建，也就是获得在各种肘关节弯曲程度下，肘关节的五大有限元模型。成功建立模型以后通过肘关节各种程度旋转的纵向负载实验获得有关数据，与实际解剖的结果比较接近，从而对模型的有效性进行了科学检验。本研究借助即时扫描与保存的方式，有效地防范了收集数据过程中核心信息的流失，而且保证了以全数字化方式构建模型，使模型的建立更加精准。
3 讨论
3.1 构建桡骨三维模型的意义 桡骨远端骨折在临床常见，约占所有骨折10%，且随着老龄化加剧，骨质疏松患者增加，更加剧了桡骨远端骨折的趋势，故对这方面的研究也显得更加必要[9-13]。尤其对于不稳定类型的桡骨远端骨折，手术行复位治疗是最佳选择，但是各种并发症也屡见不鲜[14-18]。过去人们对骨骼骨折与固定的相关情况实施有限元分析过程中，由于形态不规整大部分只做简单处理，把骨的形状看作圆柱体，同时将其等同于一个刚体来分析它的应力，导致骨骼腔的存在被忽视，分析得到的结果将不可避免地存在偏差，并且与其相关的骨折或内部固定的探究与分析都需要重新审视[19]。为了保证计算模型体现现实状况，本论文将桡骨的物理外形作为分析目标，以构建起肘关节三维有限元模型，而且通过实验获得的桡骨负载的重力，按照桡骨的真实部位在桡骨模型上进行添加，进行有限元分析，具有精度高、成本低、可重复等优点，为桡骨头的生物力学分析及疾病治疗等奠定基础。
3.2 桡骨受力的分析 通过本实验分析研究可得到以下结论：肘关节在0°、30°、60°、90°以及120°弯曲角度下，桡骨头的负荷分别是57.8 N、59.8 N、55.1 N、47.3 N、49.5 N。桡骨头传递应力的大小由于肘关节位置不同而有所差别，如果位于前臂旋转伸轴时，桡骨头将发挥杠杆功能，对肘关节负载的重力进行传递，同时对肘关节加以固定，在肘关节传递应力与保持肘关节外侧稳定性方面，桡骨头有着非常关键的作用。桡骨头在很大程度上决定了肱尺迟关节外侧应力的传递，而且肱尺关节外侧面深受桡骨头的作用，二者相辅相成、紧密联系。肱尺关节内侧面与尺骨鹰嘴中间嵴应力传递的变化并不明显，发挥分散和平衡肘部应力的功能，其他国家的研究人员在对负荷容器传导器与肱桡关节之间的应力传导情况进行分析研究的基础上，获得的结论是：肘关节在0°～30°前臂向前旋转时通过桡骨头传导的应力最大，当前臂向后旋转与肘关节弯曲角度提高时通过桡骨头传导的应力逐步削弱，如果肘关节完全处于水平状态时，肘关节接触面积超过弯曲时的接触的面积，经桡骨头传导的应力亦较大[20]。说到稳定性，如果内侧副韧带抗外翻稳定性是最重要的结构，那么重要性紧随其后的就是桡骨头，其在维护肘关节后外侧旋转稳定性方面同样发挥着重要作用[21]。另外，桡骨头的尺寸也关系到前臂轴向稳定性，在置换人造关节时，假体尺寸必须与桡骨头完全吻合[22]。Takatori等[23]为代表的研究人员利用触感传感装置、压力敏感膜、三维有限元分析法对肱桡关节之间应力的分布情况进行分析，得到的结论是当桡骨头前臂向后旋转时应力大部分分布在桡骨头外侧，当前臂向前旋转与保持在中间位置时应力大部分分布于桡骨头内侧。同时我国学者对肘关节处于水平位置r桡骨头应力传导的情况作了研究与剖析[24]，切除桡骨小头以后，肘关节负载的应力全部加载到肱尺关节上，肱尺关节外侧将发生较为突出的应力集中的现象，继而使其退变更加严重。这有力验证了在肘关节传导应力过程中，桡骨头发挥着重要作用，其对保持肘关节稳定性的关键作用。
3.3 本研究的意x 对于发生桡骨头骨折以后是否需要切除，人们并未形成一致认识，站在解剖学与生理学的立场进行分析，功能完善的肘关节可以更顺利地发挥它的功能和作用。本论文以三维重新构建与有限元分析作为切入点，有力地证明了在维持肘关节的功能方面，桡骨头发挥着举足轻重的作用。
总之，本论文构架起的肘关节三维有限元模型接近于人体解剖的现实情况，肘关节有限元接触模型能够对各关节之间接触范围与应力的调整进行更科学地分析与计算。对肘关节进行力学分析可知桡骨头在肘关节的应力传导及稳定性方面起到重要作用，应避免在肘关节屈曲0°～60°时受到较大暴力，或者受到外力作用时应当采取相应的保护措施加以保护，防止损伤关节或造成骨折，临床上出现的多种桡骨头损伤应当尽量重构建桡骨头，预防由于桡骨头损伤引发相应的并发症，将肘关节的稳定与完整性恢复到正常水平。
摘 要：采集速度滑双蹬技术的运动学与足底受力参数，定量分析其技术动作原理与规律，为高效滑行技术推广与专项训练指导提供科学依据。方法：13名速度轮滑运动员，采用双蹬技术按规定路线以慢速和快速各完成一次直道滑行，2台摄像机分别从侧面和正面拍摄一个完整的复步动作，足底压力分布系统同步采集8 s足底压力数据，提取滑行时间、距离与速度，足底压力的压力时间变化、中心位移变化及足底各区着离地起止时间等参数。结果：随滑行速度的提高，单脚支撑滑行时间变短，平刃滑行时间与路程比例降低，内外刃动力推进时间与路程比例大幅度提高；且各时相的平均速度内刃要高于外刃动力推进阶段，单脚高于双脚支撑阶段。一个单步滑行包括内外刃2次蹬动动作，且外刃蹬动时间长，内刃蹬动时间短。足底压力中心变化幅度单脚大于双脚支撑阶段，内刃大于外刃滑行阶段；滑行速度越快，压力中心变化幅度越小，且前移趋势越明显。结论：速度轮滑双蹬技术一个右单步可分为右平双、右外单、右平单、右内单与右内双5个连续阶段，右脚外刃蹬地有利于保持速度，内刃蹬地是滑速提高的主要动力源，双蹬技术能充分发挥体重蹬地的技术优势，是一种高效的滑行技术。
关键词：速度轮滑；双蹬技术；滑行技术；时相；足底压力
我国速度轮滑与国际轮滑竞技水平相比有很大的差距，主要制约因素为滑行技术的落后，速度轮滑双蹬技术在我国选手中的使用率还很低[1]；然而，关于双蹬技术动作原理研究的文献极少，仅有的相关报道也只停留在定性分析层面，因此，本研究拟采用三维摄像法与足底压力分布测试系统获取速度轮滑双蹬技术动作的运动学与足底受力参数，定量分析双蹬技术的动作原理，为把握其特征与规律提供科学依据，努力为先进高效的滑行技术推广，并对其他滑冰类项目提高专项训练水平提供借鉴。
1 研究对象与方法
1.1 研究对象
受试者均为经过多年系统训练的速度轮滑运动员，经病史询问与健身检查，身体健康且运动能力良好。其中：男子，国际健将2人，健将4人，一级2人；女子，国际健将1人，健将2人，一级2人。受试者的基本情况见表1。
1.2 研究方法
1.2.1 实验方法
受试者身高、体重等基本指标的测量在实验室内完成。运动学与动力学参数测试工作在温暖、无风的12块并连的室外篮球场内进行（场地长约130 m，宽约80 m），用2根标志杆提醒拍摄区域。要求受试者穿着运动服装、轮滑鞋，戴轮滑帽。2台摄像机（日本松下，型号为NV-MX300EN/A）分别从运动员运动方向的侧面和正面，拍摄运动员完成双蹬技术时一个完整的复步动作。2台摄像机的主光轴夹角为75 °，拍摄频率为50 Hz，具体摆放位置如图1a所示。以2台摄像机同时捕捉网球击打彩色平板的方法实现影像同步，以便后期影像的采集处理。运动员滑行前和滑行后分别在运动员滑行区域中央进行2次三维标定拍摄，如图1a阴影区与图1b所示。
选择符合受试者鞋内底尺码的测试鞋垫，确保鞋垫边缘无折痕，鞋垫大小与鞋底边缘吻合，配戴测试设备后，连接与调试Foot Scan足底压力分布系统（比利时产，每只鞋垫共325个传感器，密度为4个/cm2，采样频率500 Hz）。确保受试者配戴的测试设备不影响动作技术的完成，受试者进行3 min左右的适应性练习，正式测试时要求受试者采用双蹬技术按照规定的路线直道滑行，以慢速和快速各完成一次滑行。受试者进入影像拍摄区域前，足底压力分布系统即开始采集数据，采集卡数据记录时间8 s，每人次滑行后及时把数据导入电脑储存，以备分析。
1.2.2 数据处理与分析
1.2.2.1 动作阶段划分
以右腿为例，双蹬技术一个完整的单步为（如图2a所示）：右脚用外刃从后位中心位置向身体左侧蹬至最远处，随后从左侧最远处向后位中心位置拉；过后位中心位置时左脚着地，右脚开始用内刃向右侧推。两腿交替滑进，滑行路线呈正弦曲线式，且前进方向与中线吻合。据影像资料中运动员动作变化特征与足底压力的时间变化特征，以右脚为例，将一个单步分为5个时相（如图2b所示）：右脚平刃滑行双支撑阶段（右平双，RGD，right foot glide double support）、右脚外刃蹬地单支撑阶段（右外单，ROS， right foot outside blade single support）、右脚平刃滑行单脚支撑（右平单，RGS， right foot glide single support），右脚内刃蹬地单支撑阶段（右内单，RIS， right goot inside blade single support）和右脚内刃蹬地双支撑阶段（右内双，RID， right foot inside blade double support）。其中，右平双和左内双同属一阶段，右外单、右平单、右内单与左脚浮动摆腿阶段（左浮摆，LFW， left foot float wiggle）同属一阶段，右内双和左外双同属一阶段[2]。
1.2.2.2 数据处理与统计学分析
实验测试所得影像资料，经艾利尔（Ariel）影像解析系统进行影像的捕获、同步等一系列影像转化数字处理，模型选用松井秀志人体模型。数据平滑采用低通滤波法，截断频率6 Hz。提取每位受试者快速和慢速滑行条件下，一个单步5个时相的滑行时间、路程，位移，速度及P节角度等运动学参数。足底压力数据经Footscan Software7.00软件处理，导出足底压力的时间变化、中心位移变化、足底各区着地与离地时间等动力学参数。
应用SPSS17.0统计学软件进行数据处理，数据的正态性检验应用单样本K-S检验，连续性变量以均数（标准差）或中位数[四分位差（25%～75%）]表示；采用双向分类方差分析（Two-Way Classification ANOVA）对速率（高速、低速）与性别两因素（男、女）及两者的交互作用进行分析。组间比较采用SNK-q检验，并参考Bonferroni法与Tukey法检验结果，统计学显著性水平定为P
2 研究结果
2.1 双蹬技术动作的运动学测试结果
2.1.1 双蹬技术一个单步时间、路程及速率的运动学参数结果
在Ariel解析系统中，以时间、位移和速度等作为关键词提取X轴方向，即运动员滑行前进方向的一个右单步的时间，路程和速率等运动学参数，之后对每名运动员每个时相对应的数据进行统计处理，结果见表2。从各时相占整个单步滑行时间的比例关系来看，低速与高速滑行时，均以右外单最高，右内单最低。低速滑行时，男、女单脚支撑时间占整个单步滑行时间的61.3%、57.1%，平刃滑行时间占整个单步滑行时间的41.9%、40.9%，内外刃单脚蹬地时间占整个单步滑行时间的40.9%、38.1%。高速滑行时，男、女单脚支撑时间占整个单步滑行时间的56.4%、52.8%，平刃滑行时间占整个单步滑行时间的33.3%、34.1%，内外刃单脚蹬地时间占整个单步滑行时间的43.6%、40.3%。即随着滑行速率的提高，单脚支撑时间变短，平刃滑行时间比例降低，但内外刃动力推进时相所占的时间比例则大幅度提高（P
从各时相滑行路程占整个单步滑行路程的比例关系来看，低速与高速滑行时，均以右外单最高，右内单最低。低速滑行时，男、女单脚支撑滑行路程占整个单步滑行路程的65.2%、62.9%，平刃滑行路程占整个单步滑行路程的42.0%、44.4%，内外刃单脚蹬地滑行路程占整个单步滑行路程的43.6%、39.4%。高速滑行时，男、女单脚滑行路程占整个单步滑行路程的58.9%、55.0%，平刃滑行路程占整个单步滑行路程的32.2%、33.1%，内外刃单脚蹬地滑行路程占整个单步滑行路程的46.2%、42.5%。即随着滑行速率的提高，单脚支撑滑行时间变短，平刃滑行路程比例降低；但内外刃动力推进滑行路程所占的比例则有大幅度提高（P
从各时相内的平均速率来看，低速与高速滑行时，男女各时相平均速率从大至小的顺序皆为右内单、右外单、右平单、右平双、右内双，即内刃动力推进阶段的平均速率要高于外刃动力推进阶段，且单脚支撑阶段的平均速率要高于双脚支撑阶段；但从整体看，各时相的平均速率变化不大。另外，低速与高速滑行时皆为男性大于女性，且具有显著性差异（P
2.1.2 双蹬技术滑行腿一个单步髋、膝、踝3个关节的角度变化轨迹
慢速状态下支撑腿关节角度变化的数据能够较好地分析双蹬技术的身体姿态情况。图3中3条线分别代表男女支撑腿踝关节、膝关节和髋关节变化轨迹。从所测数据可知，男子踝关节最小角度为65.1 °，最大角度为113.9 °，女子踝关节最小角度为64.9 °，最大角度为114.6 °，都出现在右内双阶段；男子膝关节角度最大为153.2 °，女子最大为154.6 °，均出现在右内双阶段，男子最小膝关节角度为99.8 °，出现在右平双阶段。女子最小膝关节角度为100.1 °，出现在右外单阶段；男子髋关节最小角度为67.0 °，最大角度160.0 °，分别出现在右内双开始时刻和结束时刻。女子最小角度为66.1 °，出现在右内单时相的前部，最大角度为150.2 °，同样出现在右内单阶段的结束部分。
2.2 双蹬技术动作的动力学测试结果
2.2.1 足底压力的时间变化规律
受试者慢速与快速滑行时足底压力的时间变化曲线如图4所示。由图可知，不同滑速下足底压力时间变化曲线的形状大致相同，且均呈双峰形。从一个完整的单步5个时相来看，首先，第1个波峰之前的一段时间内，足底压力随时间延长呈现较小的增幅，此为右平双阶段。接着，足底压力时间变化曲线出现第1个波峰，且波峰的形成时间较长，为右外单阶段。其次，足底压力在较短的时间内由波峰快速降至波谷，为右平单阶段，此时足底压力的波谷值出现低于受试者体重的现象。随后，足底压力在较短的时间内由波谷值快速升至第2次波峰值，为右内单阶段。尤其是受试者快速滑行时，足底压力时间曲线的第2次波峰值明显高于第1波峰值（右内单阶段）。最后，足底压力由第2波峰值又迅速下降至脚部刚触地时水平，此为右内双阶段，且此时恰好对应左平双阶段。即一个完整的单步滑行动作包括内外刃的2次蹬动动作，由此获得了2次推进力。而且，由外刃主导的第1次蹬动动作的作用时间较长，起到维持现有速度与延长单脚支撑时间的作用；由内刃主导的第2次蹬动动作的作用时间较短，下肢运动环节爆发用力，因而获得了更大的前进速度。受试者足底压力的时间变化曲线与双蹬技术的动作结构相符。
2.2.2 足底压力中心位移变化
足底压力中心（center of foot pressure，CFP）随支撑时间变化往复移动会在支撑期形成一条足底压力中心（如图5所示），足底压力中心变化规律可反映不同运动状态下足底受力的位置变化与压力分布特征[3]。
受试者低速与高速滑行时足底压力中心的位移距离（X轴与Y轴位移）变化见表3。由表3可知，男女受试者右单步与五时相的足底压力中心X轴、Y轴位移距离，低速滑行时均大于高速滑行时，且具有显著性差异（P0.05）。各时相足底压力中心位移距离相比，男女受试者X轴与Y轴位移变化幅度从大至小的顺序皆为右内单、右平单、右外单、右平双、右内双，即足底压力中心位移距离单脚支撑阶段大于双脚支撑阶段，内刃滑行阶段大于外刃滑行阶段。
2.2.3 足底压力各区的着离地时间特征
为便于研究足底压力的分布与传导特征，通常将足底分为前、中、后3个区。进一步细分为：足后区外侧（1区）与内侧（2区），代表足跟部；足中区（3区），代表足弓部；足前区外侧（4区，代表第4、5跖趾关节部）、中部（5区，代表第2、3跖趾关节部）与内侧（6区，代表第一跖趾关节部）。反映足底不同区域着地与离地顺序的足底特定区域着地与离地时间测量值见表4。由表4可知，低速与高速滑行时，男、女受试者足底各区开始着地时间，以1区测量值最小，2区测量值其次，3区测量值与4、5、6三区中某两区的测量值接近。男、女受试者足底各区开始离地时间，以2、3区测量值最小，1、4区测量值接近且居中， 5、6区测量值最大。即速度轮滑一个完整的单步首先是足跟部着地，之后由足中区过渡至全足；离地时足部先内翻，前脚掌外侧离地，之后内侧离地。
3 分析与讨论
3.1 双蹬技术动作的运动学特征分析
3.1.1 双蹬技术动作的技术特征分析
由图4可见，支撑腿关节角度变化规律基本接近。在右平双和右外单阶段，运动员长时间基本维持身体姿态，各关节角度变化不大，此时运动员需要很好的保持各关节的稳定性。在右外单结束时刻，各关节角度开始产生变化，进入右内单阶段，各关节角度迅速变小，继而在进入右内双阶段出现最大的转折，各关节角度迅速变大，直到达到最大值。尤其是髋关节和踝关节变化最为明显。右内单和右外单2个时相中，各关节角度剧烈变化说明，此时运动员为主要产生动力阶段。右外单阶段，各关节数据也出现明显变化，但相比之下，变化较小。
滑行类运动项目均强调运动员合理地利用体重来完成技术动作[4-5]。传统滑冰运动员任何有效的动作均是通过冰刀刀刃与光滑冰面的相互作用得以实现，在技术使用时要求滑行腿着地后按照一个方向一直蹬下去，直至离开地面，强调“极限”效果，即深蹲远蹬，从右内双阶段的各关节变化曲线也能看到此趋势；但速度轮滑的滑轮在摩擦力很大的地面上滑行时，这种可能性就会受到限制。原因在于：深蹲远蹬至一定程度时，运动员无法获得类似冰刀蹬冰一样的理想动力，反而会增加无用功的比例。另外，与传统滑行技术相比，双蹬技术滑行时支撑腿不仅要支撑身体，它还增加了一个外刃蹬地的动作，滑行腿在右外单阶段脚落地后经外刃向另一条腿方向蹬后，又有一个向内拖拽的阶段，以便经平刃滑行转至内刃蹬地，再离开地面。这个向另一条腿蹬的动作产生一个更靠近或超过身体中线的推力（此腿的反方向）直至最大位移处，弥补了轮滑滑行很难完成的、传统的、较为费力的低膝屈曲动作，因而提升了滑行效率。这种下肢各关节角度“非极限性”的蹬伸做功能较好地调控身体姿态，以应变变化性极大的轮滑比赛，从而做出符合轮滑鞋这种特殊器械下做出最大限度地蹬动幅度和滑行位移。运动员在不用有意进行深蹲远蹬的情况下，就能有效地增加蹬动距离，进而把消极的自由滑行阶段变成积极的加速阶段[3，6]。
3.1.2 双蹬技术动作的时空参数变化分析
随着滑行速度的提高，单脚支撑时间与滑行时间均变短，平刃滑行时间比例降低，但内外刃动力推进时相所占的时间与路程比例均大幅度地提高，尤其是内刃蹬地的增加幅度更为明显。单脚支撑时间的缩短和双脚支撑时间的相对延长，能够在某种程度上说明为了追求更快的速度，双脚需要提高步频来实现更多的动力形成时间，自然导致双脚支撑时间比例相对增大。传统思想认为右平单阶段是一个非常快速地由外刃滑行向内刃滑行过渡的阶段[7]，但从本研究的测试结果来看，这一阶段所占的时间比例并不小。尤其是当运动员运动速度较低时，此时相占整个单步的时间比例会更大。分析认为，应该是运动员为了维持身体平衡，转换身体重心，合理利用体重蹬地造成的，而且，当运动员想要滑得更快时，需要外刃快速变内刃，以便快速形成身体对地面的更大的推力，这样就自然减少了平刃滑行这一非动力获得阶段的时间比例。低速状态下单脚支撑外刃变内刃时，运动员外刃蹬地阶段略长于内刃蹬地阶段，且随着速度的提高，双蹬技术对内刃蹬地技术的应用则在提高，即内刃蹬地（push）在滑行技术中越来越重要，外刃蹬地（under push）这一技术环节则在提高速度时较内刃蹬地起到的作用小。前人研究也认为，在强调提高速度时，传统蹬地动作在滑行技术中发挥着主导作用，而外刃推地则对滑行速度的保持起到一定作用。即其一方面维持发力，一方面对肌肉放松和协调整个身体起一定作用[8]；另外，右内单时间在慢速状态下和快速状态下的鲜明对比能够说明，单脚支撑更有利于运动员的肌肉放松，而在高速状态下右内单时间的显著延长，进一步证明了内刃蹬地是双蹬技术的主要动力来源[9]。
通过对运动员各时相的速度变化分析，内刃动力推进阶段的平均速度要高于外刃动力推进阶段，且单脚支撑阶段的平均速度要高于双脚支撑阶段。整体来看，各时相平均速度的变化不大，说明与传统滑行技术的速度化相比，双蹬技术表现出相对较小的振幅[10]。双蹬技术中支撑腿在滑行时外刃和内刃的2次蹬地能使身体获得相对均匀的推进力，有利于保持和增加速度，并且速度相对稳定，从而有利于运动员保持身体动态平衡状态，便于根据比赛情况的变化调整相应的滑行方案[11]。
3.2 双蹬技术动作的动力学特征分析
3.2.1 双蹬技术动作的力学分析
轮滑运动员滑行时，尽管身体总的前进方向是固定的，但身体重心即刻速度方向是动态变化的。即轮滑的技术特性决定了浮足着地后的滑行方向是可以选择的[12]。对速度轮滑双蹬技术进行力的分解与合成研究，有利于将该项目动态复杂的技术动作简化。由图6可知，右脚外刃静摩擦力f右外1与左脚静摩擦力f左内1的方向相同，是f左内的延续。这个动作相当于弯道的开步动作，只是不连接交叉步，滑行的主要动力是f左内。从右脚的滑行轨迹上看，从右平双到右外单阶段，身体在f左内和f右外的连续作用后相对于滑足向右移动，而右脚则向左后方蹬地。这2个阶段是轮滑双蹬技术动作与传统轮滑技术动作的最大区别阶段，即右脚外刃向左偏后方向蹬地阶段。此时的身体重心在外刃蹬地静摩擦力的作用下，由右脚的上方相对于右脚向右移动，同时推动身体向右侧前方做加速运动[13]，然后，身体获得的动能在右平单阶段进行释放。尽管f右外数值较小，但它的存在改变了右脚着地后只能做减速惯性滑行的局面，这也是双蹬技术的优势与合理性的关键所在。右平蹬阶段是外刃转平刃克服阻力惯性滑行阶段，即2次蹬地后的惯性滑进阶段，此时身体重心从右脚的右方相对移动到右脚的上方。此阶段与传统滑法的外刃着地后向平刃转换并克服阻力滑行是一样的。右平单阶段，由于右腿肌群的弹收，使轮子对地面的压力减少。右内单和右内双阶段，身体重心从之前的右脚上方向左移动，此时和传统滑法的平刃转内刃蹬地动作是一样的。由于右腿肌群的弹蹬，使轮子对地面的压力增加。f右内和f左内是左右脚对称的内刃蹬地时对应的静摩擦力。
3.2.2 双蹬技术动作的足底压力变化分析
速度轮滑项目中复杂多变的技术动作的改变，是经受试者足部与地面间相互作用力的改变而得以实现的[14]。在足底压力时间曲线上，第1波峰与第2个波峰时间差为受试者的单脚支撑时间长度，这一时间长短可反映受试者滑行步频的快慢。通过对图6中2个速度下2条曲线的分析可知，同一名运动员随着滑行速度的增加，峰值压力减小，单支撑时间缩短，步频增加，说明与步长这一因素相比，步频是提高速度轮滑双蹬技术滑行速度的主要因素。另一方面，“一蹬（外刃蹬地）”作用的时间较长，主要起到维持现有滑行速度的作用，并延长单脚支撑的时间；“二蹬（内刃蹬地）”作用时间较短，能充分发挥下肢肌群的爆发力，进而获得比“一蹬”更大的加速。由此说明，双蹬技术以“二蹬”为主[5]。在“一蹬”与“二蹬”之间有一个低于体重的力值波谷，这种低谷式的体重压力减少了地面的摩擦力，有利于降低“一蹬”与“二蹬”之间的速度损失，维持已有的滑行速度，同时也是运动员轮滑变刃的重要调整阶段。此时，需要运动员合理地利用腰腹力量，产生类似身体轻微“滞空”的滑行状态，这也可以解释在速度轮滑训练中体重蹬地这一技术的重要性。即在蹬动结束时要迅速降低体重压力，开始蹬动时又要迅速增加体重压力。在单支撑阶段，人体各部分既处于用力蹬地的绝对运动状态，又处于调整身体重心的相对运动状态[15]。
运动员滑行速度越快，足底压力中心的变化幅度越小，身体重心越趋于稳定，且足底压力中心的前移趋势越明显。说明运动员在追求速度时，不是通过更多的远蹬，而是依靠频繁的变换内外刃蹬地来完成，这完全符合双蹬技术的特点，也为轮滑项目提高速度时不必深蹲远蹬找到了好的解决方案，从而验证了双蹬技术在轮滑项目中的合理性[16]。另外，由各时相内足底压力中心X轴与Y轴位移变化幅度可知，运动员单脚支撑时变化幅度相对较大，有利于运动员快速蹬地，形成动力；然而，在双脚支撑时，运动员身体重心不便转化太快，自然蹬地幅度也会相对变小。内刃滑行时压力中心变化位移较外刃滑行时大，说明内刃滑行时身体能够做出更大幅度的动作变化，有利于产生更大的身体推进力。足底各区着、离地时间特征表明着地时，首先是足跟部，之后由足中区过渡至全足，离地时足部先内翻，前脚掌外侧离地，之后内侧离地。这验证了双蹬技术动作时相划分的科学性，也为轮滑运动员学习双蹬技术提供了理论参考。
3.3 双蹬技术动作的生物学特征分析
传统技术的自由滑行时，下肢肌群不仅为推动身体前进提供动力源，而且过多地处于支撑体重的静力紧张状态下，这种肌群的等长收缩会在不提升滑行速度的情况下进行代谢，过早地消耗很多的能量，并导致乳酸的堆积，从而产生疲劳[13]。通过对下肢关节角度变化分析可知双蹬滑行时下肢静力支撑的时间比例相对较小，运动员下肢肌群进行有规律的，收缩与舒张交替放松的动态工作，从而能够延迟肌肉疲劳的产生。同时，双蹬技术延长了浮动摆腿的时间，可以使部分肌群，尤其是大腿部肌群做功后有相对更长的放松时间，从而能有效地缓解肌肉疲劳[17]。当然，这也要求运动员具备良好的协调和控制能力，使沿运动轴呈对称分布的肌群做快速的、要求相对力量较高的收缩。由于完成2次蹬动，使用双蹬技术时参与做功的腿部肌群要比使用传统滑行技术时多。由外刃蹬地经平刃自由滑行到内刃蹬地，下肢小腿和大腿部要做一个内收再到外展的过程，而传统的滑行在滑行脚着地后很少会做踝部内收和大腿内收的动作。这就要求运动员下肢除了做传统滑行时的屈伸和外展，踝部和大腿部内收肌群也要提高参与主动做功的比例。肌肉的这种工作方式不仅有利于肌肉弹性能量的发挥，还会发生类似肌肉牵张反射的生理学效应，有利于神经肌肉系统兴奋与抑制的转换，对运动员肌群的随意放松起到很好的调节作用[18]。综上所述，双蹬技术在要求运动员具备很高的身体协调能力的基础上，能够使运动员有效地发挥体重蹬地技术产生动力，并能充分利用动能势能良性转化和共振原理，用较少的能量摆动，保持与获得更快的滑行速度。
4 结论
速度轮滑双蹬技术具有明显的2次蹬动技术特征，与传统滑行技术相比，尽管内刃蹬地使运动员获得加速度的效果更加明显，但额外的外刃蹬地不仅能使运动员克服传统技术惯性滑行时的身体降速现象，还能够产生有效的动力加速。另外，运动员通过提高内外刃滑行时间占单步滑行总时间的比例和增加步频来更好地利用体重产生蹬地动力，从而节省体能消耗，延缓疲劳的产生，因此，双蹬技术是一种既高效又节能的滑行技术，其它滑行类项目训练时可从中寻求借鉴。
摘要：探讨无损伤男性受试者跑步支撑期优势侧与非优势侧下肢生物力学的差异性。方法：选取普通健康无损伤男性受试者12名，采用Vicon红外高速运动捕捉系统和Kistler三维测力台对受试者跑步支撑期的运动学和动力学指标进行同步采集。结果：1）优势侧跑步支撑期髓关节最大伸和膝关节最大屈曲角度小于非优势侧（P0.05）；在额状面的关节角度两侧差异均无统计学意义（P>0.05）。2）跑步支撑期，内侧地面反作用力峰值优势侧大于非优势侧，而到达峰值的时间晚于非优势侧（P0.05）。3）根据垂直地面反作用力峰值和第1载荷率计算的对称性指数显示两侧存在不对称性。结论：1）在跑步支撑期，优势侧与非优势侧矢状面内髋膝角度存在差异性，提示了在跑鞋、鞋垫及下肢矫形器等设计和临床研究中，不能仅仅选择一侧来评价跑步的整体感觉、损伤风险和康复效果。2）跑步支撑期在内外地面反作用力峰值存在的差异性、第1峰值和载荷率所表现出的偏侧性，结合膝关节屈曲角度的差异性可能会增加优势侧损伤的风险。长期积累，有可能会造成优势侧胫骨应力性骨折、足底筋膜炎及ACL的损伤。
关键词：优势侧；非优势侧；生物力学；偏侧性；损伤；跑步支撑期
学者们对跑步损伤的机制研究了近30年，但是其损伤的病因一直是专家和临床医生研究的难点，且近年来损伤的概率一直在增加。流行病学研究报告指出，每年有高达70%的跑步者忍受着因跑步损伤带来的痛苦。有研究对1583名老年人进行调查，结果表明膝骨性关节炎发生在右侧（优势侧）的概率高于左侧。如果损伤经常出现在一侧肢体，这可能与下肢不对称性相关，也就是说下肢偏侧性或不对称性可能是造成一侧持续损伤的重要原因之一。此外，下肢不对称性或偏侧性已被证明是影响损伤发生率的因素。为此，了解跑步时下肢优势侧和非优势侧的生物力学的偏侧性对预防和治疗下肢损伤具有重要的作用。
偏侧性是Broca首次提出的，并指出人体在左右两侧的运动组织和大脑功能不同。研究表明偏侧性10%～20%取决于遗传，80%～90%取决于后天的环境因素，性别、工作的复杂性及发育特征也扮演着重要的角色。相对于步态分析，偏侧性在其他科学领域如神经生理学和运动控制研究已久，但是偏侧效应或不对称性与跑步相关的损伤并未引起学者们的广泛关注。一些研究者只选择优势侧进行研究来代表下肢整体感觉，或是将损伤者与无损伤者进行对比_，也有的学者甚至将左右两侧的数据进行平均来比较。上述研究者并没有考虑受试者优势侧与非优势侧是否存在差异性，这在一定程度上就默认了优势侧与非优势侧肢体生物力学特征的对称性。关于无损伤者跑步过程中优势侧与非优势侧是否存在差异性，学者们对他们的优势侧与非优势侧跑步时所穿跑鞋的舒适性、受试者生物力学特征等方面的对称性或差异性进行了研究；但是上述研究得出两侧的对称性程度存在不同程度的差异性，并未达成共识。考虑到不同的性别对下肢力学影响机制的不同及无损伤男性受试者跑步支撑期下肢两侧生物力学的偏侧性鲜见研究者探讨。
鉴于此，本研究采用Vieon红外高速运动捕捉系统和Kis-tier三维测力台无损伤男性受试者跑步支撑阶段优势侧与非优势侧的运动学、动力学特征进一步对比分析，并结合与损伤相关的载荷率指标等探究两侧下肢在跑步支撑期是否存在一定的偏侧性，以期为指导运动员训练及预防运动损伤提供重要的借鉴价值。
1研究对象与方法
1.1研究对象
本研究选取普通健康无损伤者男性受试者12名，年龄（23.0±1.1）岁，身高（173.5±2.1）cm，体质量（63.9±4.7）kg。受试者在实验前进行问卷调查，并确认其在实验前24 h之内没有进行过大强度运动，在过去的1年里没有下肢损伤，没有进行过手术，身体各方面机能良好。
1.2实验仪器
本研究采用英国生产的Vicon红外高速运动捕捉系统（包括8台型号为MX13的红外摄像头、PC主机和标准配件等）采集下肢髋、膝、踝关节运动学数据，采集频率为200 Hz；根据Vi-con系统中的下肢模型（PlugInGait），将16个Marker球精确地贴在人体下肢各环节的标志点上，如图1所示。
支撑期的力学指标使用瑞士生产的Kistler三维测力台采集，如图2所示，采样频率为1000 Hz，经转换模块将Kistler力台与Vicon进行同步。
1.3实验流程
1.3.1测试方法
实验前利用跑步机进行5 min左右的热身活动，利用踢球法来判定受试者的优势侧与非优势侧，踢球时左右两侧均采用原地踢球。实验之前，首先让受试者熟悉此动作，正式测试时，每侧各进行3次踢球动作，记录每一次的成绩，分别选取两侧最远的成绩进行评定，踢球距离最远的一侧评定为优势侧。这是国内外常用的一种判定下肢优势侧与非优势侧较为简便有效的方法。
要求受试者统一身着实验室的紧身短裤，赤脚站立，与肩同宽，此时对受试者的身高、体重、腿长、膝宽、踝宽等形态学指标进行测量。正式测试前，要求受试者赤足在长约8 m的木质地板上（力台安放于之间）试跑几次，调整起始步位置使测试足完全踏在力台上面，使受试者足底适应接触的力台，减少测试仪器对受试者跑步动作的影响，直至受试者感觉自己可以正常测试为止。要求受试者在此跑步过程中“无视”力台的存在，避免出现跨步、踮脚、忽快忽慢等现象，要求受试者的跑速控制在（3.5±5%）m/s。跑速的测试仪器采用苏大自主研发的光电感应计时系统，主要包括起点触发设备、终点采集设备、电脑控制端。将起点触发设备放于8 m距离的起点，终点采集设备放于8 m距离的终点。受试者从2采集器中间穿过，仪器结束采集并自动计算受试者穿越起点和终点设备的时间，计算跑速。正式测试时，每个受试者的两侧各按要求做3次动作，每次动作间隔2 min，以避免疲劳对研究结果的影响。
1.3.2指标选取
1）运动学指标包括髋、膝、踝关节在矢状面和额状面内的角度。矢状面包括：足跟着地时刻、足趾离地时刻的髓、膝、踝关节角度；踝关节最大背伸角度；膝关节最大屈曲角度；髋关节最大屈角度和最大伸角度。额状面包括：足跟着地时刻、足趾离地时刻的髋、膝、踝关节角度；踝关节最大外翻角度；膝关节最大内翻角度；髓关节最大内收和外展角度，单位是（°）。
2）动力学指标主要是经体重标准化处理后的三维地面反作用力峰值。包括：垂直方向的第1和第2地面反作用力峰值（FGRF and SGRF）；内外方向上的地面反作用力峰值（MGRFand LGRF）；前后方向的加速力峰值和制动力峰值（peak accel-eration GRF and peak braking GRF，AGRF.and BGRF）。如图3所示。
3）经支撑期总时间标准化处理后的着地时刻至地面反作用力峰值的时间Δt。
4）载荷率（LR），单位是kg/s，公式为：垂直方向的第1载荷率=第1地面反作用力峰值除以到达第1峰值的时间；垂直方向的第2载荷率=垂直第2峰值减去波谷值再除以两力值之间的时刻差。
5）对称指数（SI），本研究主要计算垂直地面反作用力和载荷率对称性，公式如下：
SI是由Robinson等首次提出的，用来量化左右两侧的差异，当SI=0时表示两侧完全对称，SI≤10%时，表示两侧比较对称，SI越大说明两侧对称性越低。其中XD（Dominant）代表优势侧，XN（Non-dominant）代表非优势侧。本研究未对内外和前后方向的地面反作用力对称指数进行计算，主要是因为SI不适合较小数值的运算。
1.3.3数据处理
本研究采用SPSS 17.0统计学软件包对实验数据进行处理，数据以均数±标准差表示。优势侧与非优势侧的各指标差异进行配对t检验，检验水准选α=0.05。
2研究结果
2.1优势侧与非优势侧跑步支撑期的运动学特征
从跑步支撑期优势侧与非优势侧关节角度（见表1和表2）可以看出：优势侧与非优势侧跑步支撑期额状面内的髓、膝、踝关节角度两侧比较差异无统计学意义（P>0.05）；在矢状面，非优势侧膝关节最大屈曲角度大于优势侧（P
2.2优势侧与非优势侧跑步支撑期的动力学特征
2.2.1优势侧与非优势侧跑步支撑期的地面反作用力峰值特征和对称指数
优势侧与非优势侧支撑期地面反作用力峰值见表3，垂直地面反作用力峰值及到达峰值的时刻两侧差异比较无统计学意义（P>0.05），前后地面反作用力峰值及到达峰值的时刻两侧差异比较无统计学意义（P>0.05）。内侧地面反作用力峰值优势侧大于非优势侧，而到达峰值的时间晚于非优势侧（P
地面反作用力峰值对称指数如图4所示，其中FGRF（21.62+11.37）均值大于10%，SGRF（6.47±4.56）均值小
2.2.2优势侧与非优势侧跑步支撑期的载荷率特征和对称指数
跑步支撑期载荷率特征如图5所示，跑步支撑期优势侧与非优势侧载荷率特征两侧差异无统计学意义（P>0.05）。第1载荷率（34.92±28.48）和第2载荷率（20.95+17.44）对称指数均值大于10%，如图6所示。
3分析与讨论
本研究发现在跑步支撑期，非优势侧与优势侧相比仅在矢状面内的膝关节最大屈曲角度和髓关节最大伸角度表现出差异性（P0.05）。关于无损伤者跑步支撑期优势侧与非优势侧下肢关节角度的研究较少，Brown等对研究指出无损伤女性受试者跑步时优势侧与非优势侧运动学参数未表现出差异性，性别和所选指标的不同可能是导致上述结果不同的原因。此外，有学者对优势侧和非优势侧单腿下落着地的生物力学偏侧性进行研究，指出非优势腿落地时膝关节和髋关节在矢状面活动范围较小增加了非优势腿在单侧动态运动时的损伤风险；而有研究对两侧连续纵跳的生物力学进行了分析，指出非优势侧可能在屈伸与外旋方向进行了较大的运动限制，减小了其下落损伤的风险。上述研究说明了不同的运动形式表现出不同的下肢对称性，其易损伤的机制可能就有所不同；因此，在不同运动形式中所呈现出的下肢不对称性及损伤的机制有待学者们进一步探索，对下肢损伤与康复具有重要的作用。本研究所呈现出的运动学差异性，提示了在跑鞋、矫形仪器以及临床康复治疗时，不能只选择一侧来代表整个下肢的感受或康复效果，需要考虑其存在的差异性。
优势侧和非优势侧在跑步支撑期所表现出的运动学差异可能与下肢僵硬程度有关。Brauner等对单腿跳跃时优势侧与非优势侧腿部僵硬程度进行了研究，并指出优势侧较大的肌肉力量可能会导致其腿部僵硬程度较高；但研究结果却表明两侧的腿部僵硬程度相似。De等指出赤足跑与穿鞋跑相比，在支撑期腿部更加僵硬。本研究受试者赤足跑步支撑期优势腿与非优势腿是否存在不同的僵硬程度，有待进一步研究。此外，下肢屈伸肌肉力量也可能是造成上述\动学差异性的原因之一，Lanshammar等对159名健康女性（非运动员）下肢优势侧和非优势侧屈伸肌力量进行了对比，指出优势腿的屈肌弱于非优势腿，伸肌力量强于优势腿。Rahnama等也指出足球运动员优势腿膝关节屈肌较弱。优势腿较弱的膝关节屈肌可能是造成膝关节最大屈曲角度较小的原因。由表1和表2可知，髋、膝、踝关节无论是在矢状面还是额状面，在足跟着地时刻和足趾离地时刻两侧角度的差异比较均无统计学意义（P>0.05），在跑步支撑期相似的着地和离地角度。说明无论是优势侧还是非优势侧在着地和离地时刻分别采用了相同的控制策略，间接反映了两侧在此时刻的控制机制的相似性。此前已有研究指出跑速会影响跑步时运动学参数的变化，由于本研究对受试者的跑速进行了控制，那么随着跑速的增加，在着地和离地时刻或者说在整个支撑期的关节角度是否会因跑速的增加表现出不同的差异性，今后的实验研究中可以考虑跑速的变化对两侧下肢运动学参数偏侧性的研究。此外，从研究结果还可以看出：矢状面内的髋关节最大伸角度和膝关节最大屈曲角度两侧差异具有统计学意义（P0.05），从足跟着地时刻过渡到支撑中期再到足趾离地时刻，神经机制是如何在控制下肢运动，使得矢状面两侧髋膝角度在支撑期经历了相似、差异、相似的过程，未知而复杂的神经控制机理可能是学者和临床医生对跑步损伤的原因研究多年，还一直有所困惑的重要原因之一。
在跑步支撑期，优势侧与非优势侧主要在内外地面反作用力峰值存在差异性，内侧地面反作用力峰值优势侧大于非优势侧，外侧地面反作用力峰值非优势侧大于优势侧（P
由图3可以看出：垂直方向的地面反作用力呈现出“两峰一谷”的特征，其中的第1峰值（A）出现在足着地期为冲击力峰值，而第2峰值（C）出现在蹬地时刻为推动力峰值，也有学者将第2峰值称之为活跃峰值。本研究中的第1峰值和第2峰值两侧相比差异没有统计学意义（PI>0.05），但是优势侧和非优势侧的第1峰值（冲击力峰值）对称性指数SI（21.62±11.37）大于10%，说明两侧在脚着地后所受的冲击力值出现了偏侧性。脚着地初期所受到的较高的、较快的冲击力一直被认为是造成下肢损伤的重要原因之一。相比非优势侧，优势侧在跑步支撑期较小的膝关节屈曲角度和髓关节伸角度，却承受与非优势侧相似的冲击力，较小的膝关节屈曲角度，使得膝关节内部承受的压力增大，瞬间表现出ACL张力增加，以及两侧在脚着地后所受的冲击力值的偏侧性，都说明了优势侧膝关节更容易损伤。有研究指出，在支撑相前50%的时间内较小的膝关节屈曲角度，此时主要股四头肌的长头腱在维持膝关节的稳定，膝关节易损伤就预示着前交叉韧带（ACL）损伤的概率大幅提高，甚至会出现ACL断裂的现象，提示了优势侧膝关节ACL容易损伤。冲击力峰值出现在脚着地之后，此时冲击力主要是通过足跟垫、跟骨、距骨然后转移到腿部，将冲击力转移到骨也是一种缓冲震荡的机制，也可能代表了骨的载荷。Lieberman等指出冲击力转移出现在足跟着地后的前50 ms，而冲击力转移和垂直载荷率及胫骨冲击相关，可能造成骨和软组织损伤（应力性骨折和足底筋膜炎）。本研究中的第1载荷率和第2载荷率两侧相比差异无统计学意义（P>0.05），如图5所示。结合图6有关计算的载荷率对称性指数可知，其对称性指数均大于10%，说明两侧在跑步支撑期的载荷率并不对称。有学者指出载荷率反映了垂直地面反作用力需要多长r间可以达到第1峰值，也可以称为冲击载荷，其主要指身体在单位时间内吸收地面反作用力的快慢，单位时间内吸收的能量越多，其损伤的风险就越高。长期劳损积累，可能会造成优势侧胫骨应力性骨折和足底筋膜炎。从图5所得到的数据可以看出优势侧第1载荷率均值高于非优势侧，其对称性指数（34.92±28.4）大于10%。说明第1载荷率偏向于优势侧，不对称的载荷率，再一次说明了在跑步支撑期优势侧较易损伤。目前，关于跑步载荷率的研究主要集中于冲击载荷（第1载荷率），主要是因为冲击载荷与跑步常见损伤相关。
4结论
1）男性跑步者在跑步支撑期，优势侧与非优势侧矢状面内髋膝角度存在差异性，提示了在跑鞋、鞋垫及下肢矫形器等设计和临床研究中，不能仅仅选择一侧来评价跑步的整体感觉、损伤风险和康复效果。
2）跑步支撑期在内外地面反作用力峰值存在的差异性、第一峰值和载荷率所表现出的偏侧性，结合膝关节屈曲角度的差异性可能会增加优势侧损伤的风险。长期积累，有可能会造成优势侧胫骨应力性骨折、足底筋膜炎及ACL的损伤。
[摘要] 目的 模M脑组织弹性模量制备相应二维培养基，比较亚低温联合温敏脐带间充质干细胞（tsUC）与常温下脐带间充质干细胞（UC）的分化特性。 方法 应用单、双丙烯酰胺的聚合作用，制备弹性模量为0.5 kPa的聚丙烯酰胺（PA）水凝胶，用于模拟脑组织的生物力学环境，并测其弹性模量。从新生儿脐带中分离培养脐带间充质干细胞，通过感染携温度敏感型猿猴病毒40大T抗原（ts-SV40LT）基因的逆转录病毒来制备tsUC。实验分为3组：UC+常温+玻片组（A组）、UC+常温+0.5 kPa组（B组）、tsUC+亚低温+0.5 kPa组（C组）。动态观察各组细胞的生长情况和形态变化，并于7 d后行细胞免疫荧光检测各组细胞的分化水平并计算分化神经元的轴突长度。 结果 PA水凝胶弹性模量的检测结果为（0.50±0.03）kPa。B、C两组部分细胞出现细长的胞突，并存在β-tubulin Ⅲ阳性细胞，A组细胞镜下无明显神经元形态，也无β-tubulin Ⅲ阳性表达。B、C两组的神经元分化率以及荧光下轴突长度均明显高于A组，但组间差异无统计学意义（P > 0.05）。 结论 在模拟脑组织弹性模量的环境中，tsUC具有向神经元分化的能力，可应用于亚低温治疗下脑损伤修复的细胞移植研究。
[关键词] 温敏脐带间充质干细胞；聚丙烯酰胺水凝胶；弹性模量；生物力学
细胞生物学性能的调控机制与细胞的生物力学特性有关，包括细胞内部的收缩力、细胞与基质之间的牵张力、细胞与细胞之间的相互作用力等[1-2]。体外培养干细胞时，培养基质的弹性模量是细胞生物力学的一个重要体现，且对干细胞分化具有调节作用[3-5]。人脐带间充质干细胞（umbilical cord mesenchymal stem cells，UC）具有多向分化的潜能，在弹性模量为11～30 kPa的培养基中多向成骨细胞分化，在2.5～5.0 kPa的培养基中多向脂肪细胞分化，而在0.1～1.0 kPa的培养基中，则可能向神经元进行分化[4，6]。
本课题组前期已经建立了一种温敏脐带间充质干细胞（temperature-sensitive umbilical cord mesenchymal stem cells，tsUC）系，发现tsUC在亚低温（mild hypothermia treatment，MHT）作用下可促进创伤性脑损伤（traumatic brain injury，TBI）大鼠神经功能的恢复[7-8]，并对tsUC的增殖、温度敏感等特性进行了初步探讨[9]，但其生物力学特性尚不明确。本实验拟在体外对人UC进行扩增以及力学诱导，观察其在模拟脑组织硬度的培养基中的分化情况，从力学角度探讨MHT联合tsUC的分化特性。
1 材料与方法
1.1 材料与试剂
新生儿脐带（由武警后勤学院附属医院妇产科提供，已通过武警后勤学院附属医院伦理协会审查），携温度敏感型猿猴病毒40大T抗原（ts-SV40LT）基因的逆转录病毒（加利福尼亚大学，美国），神经元β-tubulin Ⅲ一抗及荧光标记二抗（Millipore，美国），UC流式细胞检测试剂盒（BD，美国），单丙烯酰胺（Amresco，美国），双丙烯酰胺（天津光复精细化工研究所），硝化纤维、苯基叠氮化物交联剂（sulfo-SANPAH）、3-氨基丙基三甲氧基硅烷、二氯二甲基硅烷（天津鼎国生物技术有限责任公司），I型胶原蛋白（Sigma，美国）。
1.2 聚丙烯酰胺水凝胶的制备和检测
将单、双丙烯酰胺（0.03%～0.3%）按不同比例混合[10]，加入过硫酸铵（1/200 V）和TEMED（1/2000 V）置于凹槽中后盖以玻璃板。凝结后切取2 cm×1 cm×2 mm的样本，应用力学试验机（Instron 5865，美国）进行拉伸测试，重复测量10次，筛选出弹性模量为0.5 kPa的PA水凝胶。
1.3 模拟脑组织弹性模量二维培养基的制备
根据上述检测结果，配制弹性模量为0.5 kPa所对应的单丙烯酰胺和双丙烯酰胺混合液[11]。22 mm × 22 mm盖玻片表面均匀涂抹3-氨基丙基三甲氧基硅烷后浸泡在0.5%戊二醛溶液中，30 min后清洗、晾干，并在玻片表面涂硝化纤维以增加黏性。盖玻片均匀铺被25 μL混合液后加盖经二氯二甲基硅烷预处理的18 mm×18 mm盖玻片。待聚合完成后，暴露水凝胶并紫外消毒。将200 μL sulfo-SANPAH（50 mmol/L，pH=8.5）均匀滴在水凝胶表面，于无菌罩中紫外光活化5 min。将0.2 mg/mL的I型胶原蛋白均匀铺在水凝胶表面，0.2 mg/mL的I型胶原蛋白包被玻片作为对照组。
1.4 tsUC的建立与鉴定
从健康新生儿脐带中分离出UC，进行体外培养、扩增，用流式细胞分析仪（BD，美国）测定各类抗原的阳性率[6]。细胞融合率60%时，用含4 μg/mL聚凝胺的tsSV40LT病毒悬液对细胞感染48 h，并根据前期研究方法对细胞进行鉴定[7-9]。将感染成功的tsUC置于33℃培养箱中，余培养条件同UC[12]。
1.5 实验干预及分组
实验按培养温度和培养基弹性模量分为3组：UC+NT+glass组（A组）为玻片上常温培养UC；UC+NT+0.5 kPa组（B组）为0.5 kPa的PA水凝胶上常温培养UC；tsUC+MHT+0.5 kPa组（C组）为0.5 kPa的PA水凝胶上亚低温培养tsUC。各组细胞（5×103个/mL）均加入含有10%胎牛血清的DMEM培养基，置于含5% CO2的培养箱中培养，并定期在相差显微镜（Optic BD200-PH，美国）下观察细胞的生长情况和形态变化。
1.6 细胞免疫荧光
各组细胞培养7 d后进行免疫荧光染色以检测细胞分化情况。加入羊抗大鼠β-tubulin Ⅲ一抗和荧光标记的二抗，细胞核DAPI染色，于倒置荧光显微镜（Leica DMI4000B，德国）下观察。随机取10个位点计数，并计算各组阳性细胞占细胞总数的百分比，即为近似分化率。应用Image J软件测量神经元的轴突长度，计算各组神经元轴突的平均长度[13]。
1.7 统计学方法
采用GraphPad Prism 5.0软件进行统计分析，计量资料数据用均数±标准差（x±s）表示，多组间比较采用单因素方差分析，组间两两比较采用LSD-t检验；计数资料用率表示，组间比较采用χ2检验；以P < 0.05为差异有统计学意义。
2 结果
2.1 tsUCMSCs培养和鉴定
流式细胞分析结果显示，细胞表面标记CD90、CD105、CD73呈阳性表达，CD34、CD116、CD19、CD45、HLA-DR呈性表达。感染成功的tsUC呈漩涡状生长，类似于UC，形态多为梭形、多边形或成纤维细胞形态，大小均一（图1）。
2.2 以PA水凝胶为基础的细胞培养基
通过力学试验机的测量及筛检，最终得到弹性模量为（0.50±0.03）kPa的PA水凝胶。按相应比例于盖玻片上配制出该弹性模量的培养基。见图2。
2.3 光镜下细胞形态变化
各组细胞均贴于玻片生长，其中A组细胞在7 d内未发生明显变化，B、C组细胞的胞体大致呈圆形或椭圆形，与A组的细胞相比，胞体逐渐变小，并出现长而纤细的胞突。见图3。
2.4 细胞免疫荧光
B、C两组均有β-tubulin Ⅲ表达阳性的细胞，提示分化的神经元细胞；而A组无阳性表达。见图4。B、C组神经元总体分化率分别为11.3%和10.4%，差异无统计学意义（P > 0.05）。
2.5 轴突长度分析
B、C两组细胞均有明显突起，B和C组分化的神经元轴突平均长度分别为（262.52±36.16）μm和（229.83±33.95）μm，差异无统计学意义（P > 0.05）。
3 讨论
细胞生物力学已逐渐成为医学领域研究热点。在各种内外机械因素影响下，生物学信息可通过力学信号转导作用于人体细胞，影响细胞的生长、增殖和分化[14]。干细胞原位移植后，其周围不同弹性基质可诱导其分化为更接近宿主组织的细胞[15-16]。Engler等[6]研究证实，在弹性模量为0.1～1.0 kPa的培养条件下，间充质干细胞可向神经元分化。本研究以培养基弹性模量这一力学特性为基础，探讨了在模拟正常脑组织弹性模量的培养条件下tsUC向神经元分化的水平。在培养基的制备方面，本研究借鉴了Engler等[6]和Pelham等[11]的方法，根据单、双丙烯酰胺的不同混合比例，制备模拟脑组织硬度的PA水凝胶，并应用力学试验机对其进行检测，保证了培养基弹性模量的精确性，结合细胞培养液，制备二维培养基。
光镜下可见，在弹性模量为0.5 kPa的培养基中，tsUC向神经样细胞变化，胞体变小、胞突伸长，可见典型的轴突，这与相同培养基中UC的细胞形态变化类似，而玻片上的UC无明显形态变化。免疫荧光结果显示，神经元表达只在弹性模量为0.5 kPa的培养基中出现，且tsUC和UC之间无明显差异。上述结果表明，与UC相比，tsUC在亚低温条件下的分化能力基本不受影响，可向神经元分化。由此说明在亚低温的作用下，tsUC的生物力学性能并未发生明显变化。
生物力学在神经组织方面也有重要意义，正常脑组织的软基质能够诱导间充质干细胞向神经元分化，因此模拟脑组织能保证移植干细胞的存活率和分化率。TBI后不仅脑组织的理化性质受到破坏，而且脑细胞原本的力学微环境也发生相应改变，此时脑组织硬度明显增大[19-20]，这便影响脑组织的原位细胞以及损伤处移植干细胞的生长和分化水平。本文以细胞生物力学为基础，模拟脑组织弹性模量，证实了亚低温作用下tsUC具有稳定的生物力学性能和神经元分化能力，从生物力学角度为亚低温联合tsUC移植治疗TBI的研究提供了重要依据，并推动该项研究向临床应用的转化。
摘 要： 针对当前关键帧运动数据捕获方法进行人体运动建模准确度低的问题，提出基于运动生物力学的人体运动建模方法。首先进行人体运动的生物力学数据分析和插值重建；然后构建运动状态方程进行人体运动建模关键数据的捕获和特征分析；最后进行仿真实验，结果表明，该方法提高了人体运动分析的准确率，对运动步行、跳跃、侧手翻等人体运动的重构能力好，结果具有一定的合理性。
关键词： 运动生物力学； 人体运动； 插值重建； 建模方法
0 引 言
人体运动是一个复杂的生物力学系统，对人体运动的建模分析将在指导体育运动训练、计算机游戏开发、虚拟现实仿真、影视特效表演等方面都具有重要的应用价值。对人体运动的建模过程就是对人体运动力学信息进行数据分析和提取的过程，通过捕获人体的运动生物力学数据，进行特征压缩、信息检索和重构，实现对人体运动过程的合成和编辑，达到人体运动骨骼重构的目的，研究人体运动建模方法，在指导运动康复训练方面也有重要意义[1]。
传统方法中，对人体运动建模的方法主要采用关键帧信息提取方法，结合运动图像分析实现人体运动重构[2]。比如，采用曲线简化方法把人体运动过程看作是一条运动轨迹曲线的关键特征点跟踪过程，人体运动的骨段曲线是高维空间中的一个行为轨迹。采用分层曲线方法进行行为重建[3?4]，取得了一定的成果，但是方法需要设定关键帧之间的分辨阈值，在存在较大的运动特征扰动干扰下，对人体运动重建的误差较大，人体运动建模的效果较差[5]。
针对当前人体运动建模准确度低的问题，提出基于运动生物力学的人体运动建模方法。仿真实验结果表明，本文提高了人体运动分析的准确率，对步行、跳跃、侧手翻等人体运动的重构能力好。
1 人体运动生物力学数据分析
1.1 人体运动生物力学数据的采集
常用的人体运动生物力学数据采集式有ASF/AMC （Acclaim Skeleton File/Acclaim Motion Capture data），BVH，HTR等，由于人体运动生物力学数据的非线性特性和随机分布性[6]，本文采用ASF/AMC的文件格式进行人体运动生物力学数据的表达，采用安装在人体上的生物传感器和振动传感器进行信息采集，设在[k]时刻安装于人体上生物传感器的运动状态信息输出为[ωk=[ωxωyωz]T，]采用加速度计和磁力计计算人体位姿信息的输出为[bak=[axayaz]T，]运动姿态角输出为[bmk=[mxmymz]T。]设参考坐标系为大地坐标系（不考虑磁偏角），则在重力矢量和地磁场矢量的作用下，在人体的生物运动高维空间中，通过精确的姿态估计，得到人体运动的力学测量数据分别为[ra=[00-g]T，][rm=][[hcosα0-hsinα]T，]其中[g]为重力加速度绝对值，[h]和[α]分别为传感器数据随着地磁倾角的随动误差。
当人体在做步行、跳跃、侧手翻等运动时，得到一个封闭人体运动生物力学的空间运动方程组为：
式中：[θ]为人体运动的跳跃倾角；[?]为人体在做跑步运动时的俯仰前倾角；[α]为人体在侧手翻运动中的垂直偏移；[x，][y]为人体运动中姿态的水平和垂直位置；[ωx，][ωy]为非加速运动状态时在坐标系[Ox1，][Oy1]轴的力矩；[δz]为任意姿态时的身体偏角；[e1]为纵向运动的控制误差；[m]为人体的质量；[X，Y]为人体在跑步运动和跳跃运动中的空气阻力、升力、侧向力；[Mz]为俯仰力矩；[Jz]为人体运动中随着坐标系变换的转动惯量；[Jxy]为人体运动空间模型对速度坐标系[Oz1]的转动惯量。
通过上述构建的人体运动空间分布特征方程，进行人体运动生物力学数据捕获，得到步行、跳跃、侧手翻运动下的生物力学数据捕获特征方程描述为：
步行：
通过以上原理，进行人体运动生物力学数据的采集和特征分析。
1.2 人体运动的插值重建
根据上述人体运动方程和数据捕获结果，进行人体运动的插值重建，得到全局搜索下人体运动的生物力学数据观测方程：
式中：[k]为采样时刻；[qk]为[k]时刻人体运动捕获数据在载体坐标系中的姿态分解四元数；[Φk]为姿态转换阵，通过[ωk]计算出两个相邻关键帧的运动数据；[Hk+1]为观测阵，通过[k]时刻得到体运动状态空间的递归值[bak+1]和[ra]或者[bmk+1]和[rm]；[εk]和[δbxk+1]分别为人体运动建模过程中的观测扰动；[Ξk]为扰动系数矩阵，通过原始运动序列和重构运动方程得到牛顿力学系数[qk]。
在人体运动状态方程重构中，采用姿态解算方法得到非线性运动姿态数据的表达方程：
为保证观测方程线性，通过二次滤波得到人体运动生物力学的捕获数据[bak+1]和[bmk+1，]由QUEST算法或者高斯牛顿迭代算法计算得出。读取穿戴在人体身上的传感器数据进行误差分析，通过插值重建方法[7?8]，在观测空间中得到人体运动特征信息的卡尔曼方程：
若人体的姿态变换过程中力学分解具有非线性，采用四阶龙格库塔法求解人体姿态变换的力学分解过程为[qi（t1）=[w1，x1，][y1，z1]，][qi（t2）=[w2，x2，][y2，z2]]，上述分解过程表示为两个单位四元数，[θ]为采样骨骼点的夹角，表示为：
球面线性插值输出的姿态变换信息能合理反应人体运动的生物力学信息，由此实现人体运动建模力学重构。
2.2 人体运动建模实现及质量评价
用重建误差表示人体运动建模的约束指标。重建误差为原始运动序列和重构运动序列的平均运动力学矢量度量。利用加速度计和磁力计计算含有[n]帧数据的原始运动片段[om，]以[om]的骨骼生物力学作为采样点，采用运动数据插值拟合方法重建得到重建运动片段[rm。]考虑各肢体部位的速率之差，设[om，][rm]分别为原始运动序列和重构运动序列，其关节作用力矩的序列长度均为[n，]得到人体力学重构误差定义为[9?10]：
式中：[Dp（om，rm）]描述人体运动过程中相对于世界坐标系的姿势位置误差；[Dv（om，rm）]表示关节速率之差；[u]为更新的步长。
根据前期的试验可知，关节速率之差所占比例很小，所以本文设为1，由此得到人体运动建模的重构生物力学方程为：
3 实验结果与分析
将加速度计、振动传感器和力学传感器佩戴在人体上进行原始的生物力学采集，采用步行运动、跳跃运动和侧手翻运动三种运动行为方式进行人体运动建模分析，当地地磁场强度为[h=0.45 gauss，]最大迭代次数设置为5 000。将分层曲线拟合方法、帧序列重构法、遗传算法和本文方法进行对比，进行人体运动建模，得到的结果如图1～图3所示。
由图1～图3得知，采用本文方法进行运动建模，能比较好地重构原始运动，本文方法能准确提取出边界帧，使得原始运动和重构运动差别较小。
不同方法进行人体运动建模的重建误差曲线如图4所示。分析得出，本文进行人体运动建模的重建`差远远低于传统方法，得到最优重建误差，表明本文方法进行人体运动建模具有合理性。
4 结 语
通过捕获人体的运动生物力学数据，进行特征压缩、信息检索和重构，实现对人体运动过程的合成和编辑，达到人体运动重构的目的。本文提出基于运动生物力学的人体运动建模方法，仿真实验的结果表明，本文方法提高了人体运动分析的准确率，可以对各种运动进行有效识别，具有广泛的应用前景。
摘 要：研究|干采用不同负重方式时人体行走的步态特征，探讨躯干不同负重方式对步态的影响，为日常行走的负重方式的选择或仿生机器人的设计提供参考。选用10名普通男性大学生为受试者，佩戴特制负重架，分别进行躯干基础负重、躯干前负重和躯干后负重3种状态下的行走，采用Kistler三维测力台、Motion红外高速运动捕捉系统同步采集运动学、动力学数据。结果显示，在行走过程中与后负重相比，前负重显著增加了步宽、重心的水平摆动幅度、踝最大背屈角度、最大伸髋角度、最大伸髋力矩、髋正功、最大伸膝力矩、膝负功，显著减小了步长、躯干前后倾幅度、踝最大跖屈力矩。结论认为，人体前负重行走时，具有更小的步长和更大的步宽，会造成更多的能量消耗；躯干的向后倾斜，腰背部肌肉更容易疲劳，长此以往，更容易造成下腰痛的发生；同时，大腿肌肉用力增大，消耗更多的能量，长时间行走，大腿肌肉会更快疲劳；在设计前负重两足步行机器人时也应适当调整相应参数，增大驱动力，满足更多能量消耗。
关 键 词：运动生物力学；负重方式；步行；躯干
负重行走往往发生在人们的日常生活中，如上班、上学、登山、野外拓展、物品搬运、军人行军等。而负重行走时有负重物作用于人体，身体和重物的总质心必然会发生改变，从而人体会做出一系列的身体姿势调整，来保持身体的平衡及稳定[1]。长期负重行走，易导致足底损伤、应力性骨折、下肢关节疼痛和腰背肌肉损伤等[2-4]。对不同负重方式步态变化研究，可以更深入认识脊柱的稳定控制机理以及下肢关节的力学行为，进而减少损伤[4-7]。
现在，很多搭地铁、公交车的人，为了安全，会把双肩背包反过来背，放在胸前，相当于躯干前负重，而长期胸前负重是否会对身体有所影响呢？近年，两足步行机器人大量涌现，模仿人类对平衡稳定性的控制，机器人完成行走、站立等各种动作，均需要身体各部分的复杂配合；机器人在完成负重行走时，躯干和下肢的驱动模式也是不同的，比如胸前搬运重物行走、背负飞行器行走，而对人体负重行走的运动学和动力学分析，对于两足步行机器人的设计具有重要意义。
目前，国内外关于人体负重行走的生物力学研究还多集中于背部负重行走，有关躯干前负重行走步态的研究较少。躯干前负重步行方式，为保持行走的平衡和稳定，其步态必然会做出相应调整。本研究旨在对躯干前、后负重方式下的步态特征进行生物力学分析，用可靠的运动学、动力学参数来评价两种负重方式，一方面可以为仿生机器人的设计和控制提供依据，另一方面也对日常背包方式的选择、登山拓展负重方式以及军队负重行军等方面具有重要意义。
1 研究方法
1.1 受试者
10名普通男性大学生年龄：（22.8±1.9）岁；身高：（174.1±3.1）cm；体质量：（67.1±6.2）kg，均习惯穿欧码42的鞋，实验前24 h内未进行剧烈活动，且无神经系统和运动系统疾病。
1.2 数据采集与处理
本研究通过特制的负重架来改变负重方式（见图1）。负重架自重9.5 kg，前部扶手部位可固定受试者上臂运动，前后可固定杠铃片以制造负重效果同时改变前、后负重方式。受试者分别完成基础负重（仅佩戴负重架）、前负重（在负重架前方固定10 kg杠铃片）和后负重（在负重架后方固定10 kg杠铃片）3种方式行走。
采用8镜头红外高速运动捕捉系统（Motion Analysis Raptor-4，USA，200 Hz）与三维测力台（Kistler 9281CA，Switzerland，1 000 Hz）同步采集步行中的\动学、动力学数据。受试者身上共贴29个反光标志点（头顶点、头前和后点、右侧肩胛下角、第4、5腰椎之间、两侧肩峰、两侧肱骨外上髁、两侧尺骨茎突和桡骨茎突中点、两侧大腿前侧中部、两侧股骨外上髁、两侧股骨内上髁、两侧胫骨粗隆、两侧内踝、两侧外踝、两侧足尖和足跟）。
测试时，受试者佩戴负重架，双手约束在前部扶手上，距离测力台约10 m，听到口令后受试者在规定速度下（（1.5±0.2）m/s）自然走过测试区域（见图2），通过便携式测速系统（Newtest Powertimer，Finland）监控速度，两个测速仪红外发射装置置于测力台一侧，二者间距3 m。在规定速度下，受试者以正常步态、无任何步伐调整并以左脚着在台面上视为一次有效测试，按随机顺序完成3种负重方式下的测试，每种方式下采集3次有效数据。
采集的所有标志点三维坐标采用Butterworth低通滤波法进行平滑，截断频率10 Hz。数据用Cortex2.1.0.1103以及Microsoft Office Excel 2007、MATLAB R2009a等软件进行计算处理。根据标志点坐标建立人体环节坐标系[8]，其中膝关节转动中心为股骨内外上髁中点，踝关节转动中心为内外踝的中点，髋关节转动中心根据Bell等[9]的研究计算获得。采用欧拉角的方法计算髋、膝、踝的三维角度，采用逆动力学的方法[10]计算关节的三维净力矩，其中人体惯性参数采用DeLeva[11]修正后的Zatsiorsky-Seluyanovs人体惯性参数。关节功率为关节净力矩与关节角速度的乘积，采用梯形法计算关节功率对时间积分获得关节功。对于下肢关节运动学、动力学参数，本研究仅分析人体矢状面数据，对下肢动力学参数除以体重进行标准化处理，并对各指标按一个步态周期（左足跟着地到左足跟再次着地）进行标准化处理。
组间参数采用单因素重复测量方差分析进行比较，后续采用LSD检验方法，以P
2 研究结果
2.1 时空参数
前负重行走步长显著小于后负重行走（P
2.2 重心运动特征
前负重行走时重心水平摆动幅度显著大于后负重行走（P
2.3 躯干运动特征
前负重行走时躯干前后倾幅度显著小于后负重行走（P0.05），后负重行走时躯干的前后倾幅度显著大于基础负重行走（P
2.4 下肢运动学、动力学参数
1）前负重、后负重与基础负重行走时踝关节在矢状面的运动学、动力学参数检测结果（见表4）表明，与后负重相比，前负重行走时，角度最小值（踝最大跖屈角度）显著减小（P
不同负重状态行走时踝关节在一个步态周期内的矢状面角度、力矩、功率变化曲线如图3所示。
力矩、功率（n=10人） 2）前负重、后负重与基础负重行走时膝关节在矢状面的运动学、动力学参数结果（见表5）表明，与后负重相比，前负重行走时，角度最大值（膝最大屈角）显著增大（P
不同负重状态行走时膝关节在一个步态周期内的矢状面角度、力矩、功率变化曲线如图4所示。
力矩、功率（n=10人） 3）前负重、后负重与基础负重行走时髋关节在矢状面的运动学、动力学参数结果（表6）表明，与后负重相比，前负重行走时，角度最大值（最大屈髋角度）显著减小（P
不同负重状态行走时髋关节在一个步态周期内的矢状面角度、力矩、功率变化曲如图5所示。
3 讨论
1）在本实验中，前负重行走时，步长显著减小，步宽显著增大，步宽相比后负重行走与基础负重行走分别增加了28.69%、32.50%，因为本研究控制了步速，受试者为了保持固定的行走速度，通过步长的减小和步宽的增大来提高行走的稳定性，而后负重行走与基础负重行走在步长和步宽上差异没有显著性，说明后负重行走所带来的人体失稳的效应不如前负重强。
Donelan[12]认为，更大步态参数的变化会导致更多的能量消耗，例如减小32%步宽变化率，将会减小5.7%的能量消耗，分析其原因，步宽变化率的增大会增大每一步之间的转换所需要的能量，而积极的稳定需要适度的代谢成本。因此本实验中，前负重行走时，更大的步宽意味着有更大的能量消耗。有文献指出，步宽会随着负重的增加而增加，以加强行走的稳定性，这与本实验的研究结果相同。Menz[13]认为增大步宽可以避免将身体的线性动量转化为角动量影响躯干的稳定性，保持平衡。因此在设计前负重机器人的时候，适当减小步长，增大步宽，可以提高步态的稳定性，同时应加大驱动力，满足更多的能量消耗。Attwells等[14]通过实验证实，较高的载荷会使步长减小，这与本研究结果基本相同，前负重行走时步长显著小于基础负重行走，后负重行走步长小于基础负重行走，但不显著，推测当后负重重量增加，差异就会更加明显。也有学者认为负重对于步长的影响较小[15-16]，这可能与本实验对步速进行了控制有关。
前负重和后负重行走时支撑相百分比均大于基础负重行走，表明负重这一干扰因素会造成支撑期的增长和摆动期降低，这与Charteris[17]的研究结果相同。这是因为人体在负重过程中随着负重的增加，势必会利用更多的支撑相来维持稳定，而减小摆动期，由于摆动期的比例降低，摆动腿加速摆动着地，势必会造成步长的减小，这些变化使人体加快形成一个动态平衡体系。前负重和后负重的支撑相百分比没有差异，说明这两种负重状态并不会造成支撑相和摆动相的改变。提示在机器人仿真研发中，负重增加时，应该相应延长支撑相，而前负重和后负重时，不用改变机器人的支撑相和摆动相。
2）在本实验中，前负重行走会增大重心在水平面内左右方向的偏移，而后负重行走减小重心在水平面内左右方向的偏移，表明前负重行走时身体重心更趋于不稳，而在后负重行走时具有更强的稳定控制能力。分析其原因，可能是由于前负重行走时，躯干的旋转幅度增大，从而造成了重心左右摆动增大，也可能是由于下肢各关节的角度、力矩发生改变，致使重心产生波动，还可能与下肢各关节额状面和冠状面的运动学、动力学参数的改变有关。
3）在本实验中，躯干的不同负重方式造成了完全不同的躯干运动特征，前负重时，身体和负重物的总质心会向前方偏移，因此躯干通过后倾调整总质心位置，保持稳定，在本实验中，前负重时躯干始终处于后伸位；而后负重相反。前负重行走时躯干的前后倾幅度显著小于后负重，与基础负重行走相比没有差异，而后负重行走时躯干前后倾幅度显著大于基础负重行走。
Kinoshita[15]就不同负重方式对行走步态的影响研究发现，背部背包造成躯干更大的前倾，而躯干前后均匀负重可以大大减小不必要的前倾，并且更接近于正常行走，而本研究中前负重行走时躯干的前后倾幅度显著小于后负重，更接近于基础负重的行走，而后负重行走时躯干的前后倾幅度显著大于基础负重行走，这一结果，与Kinoshita就不同负重方式对行走步态的影响的研究结果一致。从解剖学的角度来分析，躯干后伸的能力本身就小于躯干前屈的能力，而前负重躯干又处于后伸位，因此相比后负重，躯干前后倾幅度会减小；另一方面，前负重时，躯干处于后伸位，此时躯干周围肌肉收缩力更强，放电更多，具有更好地稳定控制能力，但长时间的话，躯干的肌肉更容易疲劳。
Zetterberg等[18]研究证明，躯干试图前屈时主要是腹侧肌活动较强，背侧肌活动较弱；试图后伸时背侧竖脊肌活动最大，腹侧肌也表现出一定的活动。范帅等[19]研究发现外部负荷大小、位置不同时，躯干的神经肌肉控制也会不同，负荷在身体前方时，腰背肌为主要做功肌，而负荷在身体后方时，腰背肌和腹肌的贡献比率接近相等。因此，在前负重时，腰背肌为主要做功肌，更容易疲劳。本研究在前负重时，身体是处于后伸位的，黄强民等[4]研究躯干在不同位置下负重时的肌电活臃⑾郑外部负重物的位置对躯干稳定性影响较大，尤其在身体后伸位时，负重增加，腰部闪动次数增多，更容易造成下腰痛的发生。
前负重时，躯干会有更大的后倾角度，而后负重时躯干会有更大的前倾角度，躯干角度的相应调整的目的，均是使其重心更加靠近支撑面中心，提高步态稳定性，同时也可减小外部负重物的偏心力矩的作用。这也说明躯干的前倾和后倾对于保持步态稳定性具有重要意义。这也提醒我们，当机器人在进行前负重或者后负重的行走时，需要躯干的运动特征进行相应的调整。
4）在本实验中，前负重和后负重两种行走模式之间比较下肢各个关节角度、力矩后发现，在支撑末期，外部力矩使踝关节背屈逐渐增大，因此踝关节内部产生逐渐增大的跖屈力矩与之对抗，此时踝关节的跖屈力矩与踝关节的跖屈肌结构的被动拉长有关，而前负重行走时，踝关节最大背屈角度显著增大，最大跖屈力矩均显著减小，说明踝关节周围肌群收缩减弱。髋关节最大屈曲角度发生在摆动末期，随后脚跟着地，髋关节产生伸肌力矩拉动身体质心向前，此时髋关节的伸肌力矩与髋关节伸肌的向心收缩有关，而前负重行走造成髋关节最大屈曲角度显著减小、最大伸髋力矩显著增大，说明伸髋肌群收缩加强。
关节净力矩是与肌肉作用效果等效，肌力矩所做的功将影响系统的机械能，当关节净力矩与关节角速度方向相同时关节功率为正值，肌肉向心收缩做正功，意味着能量被肌肉产生出来并向肢体传递；当关节净力矩与关节角速度方向相反时关节功率为负值，肌肉离心收缩做负功，这时外力对肌肉所做的功为总功，意味着能量由肢体环节流向肌肉，被肌肉吸收。行走时负功主要使肢体在抵抗重力时吸收能量，正功使人体向前运动，不管是正功还是负功，肌肉收缩都要消耗能量。在支撑相的初期即足触地的缓冲阶段，外部力矩要让膝关节屈曲的时候，膝关节内部产生一个很大的伸膝力矩，与关节角速度方向相反，膝关节周围肌肉做负功吸收能量，前负重行走时的伸膝力矩最大值以及膝关节负功显著大于后负重行走，这可能造成膝关节承受更大的冲击力，膝关节损伤风险增大，同时伸膝肌群离心收缩更大，吸收更多能量，更容易疲劳。而在离地蹬伸阶段，力是通过下肢各关节肌肉收缩释放，肌肉做正功，其中髋关节做正功最多，释放能量最多，贡献最大。而前负重造成髋关节做正功显著大于后负重行走，伸髋肌群收缩更大、用力更多，可能造成髋关节蹬伸肌群更容易疲劳。因此在设计前负重机器人的时候，应加大下肢的驱动力，满足更多的能耗。
在设计前负重的机器人或者进行机器人前负重的时候，应该适当减小步长，增加步宽，躯干适当向后倾斜，从而增加稳定性，同时应加大下肢的驱动力，满足更多的能量消耗。对比躯干前、后负重的步态，人体前负重行走时，具有更大的步宽，会造成更多的能量消耗；而躯干的向后倾斜，长时间下去，腰背部肌肉更容易疲劳，更容易造成下腰痛的发生；同时，大腿肌肉用力增大，消耗更多的能量，长时间行走，大腿肌肉会更快疲劳。因此，建议日常生活中负重尽量选择在背部。
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