羽毛球蹬跨步膝關節(jié)力學特征研究*

趙 樂 劉衛(wèi)國

羽毛球蹬跨步膝關節(jié)力學特征研究*

趙 樂1劉衛(wèi)國1

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

羽毛球蹬跨步法是較為常見的步法，由于動作速度快、沖擊力大很容易導致膝關節(jié)運動損傷。通過測試法、仿真分析法、數(shù)理統(tǒng)計法等研究方法，采用Coda motion三維捕捉系統(tǒng)與ATMI三維測力臺同步采集羽毛球蹬跨步法運動學與動力學參數(shù)，將運動學與動力學數(shù)據(jù)導入Anybody仿真分析軟件分析膝關節(jié)受力特征，闡述不同運動速度情況下膝關節(jié)力的特征，使羽毛球運動員和愛好者能夠清晰地了解此步法膝關節(jié)部位的力學特征，提高羽毛球運動技術水平，同時避免損傷。

Anybody；羽毛球蹬跨步法；膝關節(jié)力

羽毛球蹬跨上網(wǎng)步需要運動員急停、跳躍以及蹬伸發(fā)力，很容易造成膝關節(jié)的損傷[1-5]。為了清晰地了解此步法生物力學特征，以闡述不同運動速度情況下膝關節(jié)的受力特征，本文基于逆動力學原理，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)對模型進行修整，從而構建出步法特征姿態(tài)的生物力學模型[6-10]，進一步利用負荷重載計算出對應時刻支撐腿膝關節(jié)的力學參數(shù)，并對比不同速度下膝關節(jié)力學參數(shù)，以探討羽毛球蹬跨上網(wǎng)步膝關節(jié)受力特征[11-13]。

1 研究方法

1.1 測試法

1.1.1實驗設備

本文使用的設備主要有英國產(chǎn)Codamotion三維動作捕捉系統(tǒng)（圖1）、美國產(chǎn)ATMI三維測力平臺系統(tǒng)、信號同步3D盒（圖2）。

圖1 Codamotion三維動作捕捉系統(tǒng)

圖2 同步信號設備

1.1.2測試過程

1.1.2.1測試前準備

（1）受試者準備

本文共選取10名男子羽毛球運動員作為測試對象，為了控制測試數(shù)據(jù)離散程度，選擇同一水平的運動員，運動水平均為羽毛球國家一級，所有受試者均自愿參加本實驗，知曉各實驗環(huán)節(jié)。受試者24小時內(nèi)未進行劇烈運動，由專門測試人員按照實驗方案對受試者進行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識別Marker。受試者進行熱身活動，熟悉測試動作。

表1 Marker粘貼位置

序號位置序號位置序號位置 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點粘貼示意圖

（2）Codamotion三維動作捕捉系統(tǒng)

圖4 空間坐標標定

測試前首先布置測試場地，CX1裝置放置于受試者周圍，主光軸夾角為180°，高度為1.8米，距離測力平臺中央均為3米，能夠最大可能識別所有的Marker。對系統(tǒng)進行空間坐標標定，見圖4，“1”代表X方向，即運動方向，“2”代表Y方向，“3”代表Z方向。動作捕捉頻率設定為100Hz。

（3）三維測力平臺系統(tǒng)

測試前利用重力調(diào)試檢驗設備的準確性。測力臺測試頻率為100Hz，閾值設置為10N。

（4）同步信號數(shù)據(jù)線連接擴展Hub和三維測力臺，確保信號能夠正常同步。

1.1.2.2正式測試

(1)運動速度控制

本研究通過控制喂球高度來控制運動員的速度，測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40cm和60cm兩個高度進行喂球，從而控制運動員分別采用快速與慢速的蹬跨上網(wǎng)步進行擊球。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)測試動作及過程

當指揮員發(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)步法模擬挑球動作，要求第二步采用墊步的方式，且第二跨步時受試者右腳落于測力臺寬度的中間位置，步法如圖5，“1”代表第一跨步，即啟動后第一步，“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)實時反饋，每個喂球高度每人分別采集3次成功動作，保證每個動作沒有可直接觀測的錯誤，而且Marker點識別度較好。

圖5 蹬跨上網(wǎng)步法示意圖

1.1.3 數(shù)據(jù)采集

運動學原始數(shù)據(jù)采用Codamotion Odin軟件解析，主要獲取指標包括下肢關節(jié)角度、角速度、運動時間、位移等。動力學數(shù)據(jù)采用ATMI三維測力臺系統(tǒng)獲取，主要指標包括足底壓力與膝關節(jié)反作用力。

1.2 仿真分析法

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

1.3 數(shù)理統(tǒng)計法

2 結果與分析

2.1 蹬跨步法緩沖蹬伸階段運動學數(shù)據(jù)統(tǒng)計

采用Codamotion三維動作捕捉系統(tǒng)獲取羽毛球蹬跨步法緩沖蹬伸階段的運動學數(shù)據(jù)，見表2、表3。

表2 緩沖階段右側下肢各關節(jié)角度變化（單位：°）

關節(jié)時相快速組慢速組 髖關節(jié)落地時刻113.56±5.89110.25±8.69 緩沖結束時刻75.06±9.0371.57±6.48 變化值38.50±8.0338.68±6.70 膝關節(jié)落地時刻163.20±5.24*156.90±7.87 緩沖結束時刻110.63±8.32105.59±6.07 變化值52.57±4.9351.31±7.31 踝關節(jié)落地時刻104.59±5.15**112.78±6.64 緩沖結束時刻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 蹬伸階段右側下肢各關節(jié)角度變化（單位：°）

關節(jié)時相快速組慢速組 髖關節(jié)蹬伸開始時刻75.06±9.0371.57±6.48 離地時刻141.25±5.90141.10±8.67 變化值66.19±8.0869.52±6.73 膝關節(jié)蹬伸開始時刻110.63±8.32105.59±6.07 離地時刻167.74±5.89*160.84±7.79 變化值57.11±5.4955.25±7.20 踝關節(jié)蹬伸開始時刻90.05±4.90*94.40±5.94 離地時刻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力學數(shù)據(jù)統(tǒng)計

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

表4 緩沖階段三維力極值統(tǒng)計結果（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)計結果（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仿真軟件計算膝關節(jié)力特征分析

Anybody仿真軟件在逆動力學研究領域處于較為領先的地位，其已構建較為廣泛的各類體育項目相關動作的骨骼肌肉模型，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”，可對模型進行修整以及工作環(huán)境的限定。廣泛應用于步態(tài)、自行車運動、汽車產(chǎn)業(yè)等方面，可進行步態(tài)特征分析、技術分析、損傷分析以及性能測試等方面的研究。國內(nèi)學者紀仲秋在此方面研究較為深入，比如通過對太極拳動作的仿真與驗證，研究分析下肢生物力學特征。

本文基于逆動力學原理，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)對模型進行修整和重載，從而構建步法特征姿態(tài)生物力學模型，進一步計算對應時刻的右側膝關節(jié)力，分析膝關節(jié)力特征規(guī)律，同時對比分析不同速度對膝關節(jié)力的影響。

2.3.1調(diào)用模型，定義模型姿勢

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用較為廣泛而且是根據(jù)大樣本量構建的模型，在仿真分析中屬于較為通用的模型，避免產(chǎn)生針對每名運動員進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)本研究目的進行模型修整，此過程需在模型文件“Mannequin.any”中進行，利用腳本語言“Any Folder Posture={ }，Any Folder Load{ }”對模型參數(shù)進行設定。本研究中主要分析下肢生物力學特征，并沒有對上肢數(shù)據(jù)進行采集，經(jīng)過檢驗計算，有無上肢對膝關節(jié)力的計算沒有影響，同時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，以關節(jié)角度定義模型姿勢

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

本研究中主要針對右側下肢進行模型姿勢的調(diào)整，主要包括髖關節(jié)、膝關節(jié)和踝關節(jié)。由于模型本身具有自動平衡功能，所以需對異側腿的關節(jié)角度進行調(diào)整，模型調(diào)整關節(jié)角度以Codamotion紅外捕捉系統(tǒng)采集的運動學數(shù)據(jù)為準。模型姿勢修整結束后對模型重新加載，圖8為緩沖蹬伸階段落地時刻調(diào)整后的姿勢示意圖。

圖8 定義重載后模型示意圖（左為快速組，右為一般組）

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

2.3.2設定三維力向量，逆動力學計算

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

2.3.3膝關節(jié)力學特征分析

表6 緩沖蹬伸階段極值時刻膝關節(jié)力

膝關節(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，并標注在較大數(shù)值前方

由表6分析，在緩沖階段極值時刻快速組與慢速組的膝關節(jié)垂直軸力無差異。膝關節(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，速度對矢狀軸和冠狀軸上的力影響較大，對垂直軸影響較小。分析認為，在緩沖階段極值時刻，膝關節(jié)屈曲程度較小，幾乎以伸直狀態(tài)觸地，由于身體移動速度產(chǎn)生的慣性作用，人體呈以右腳為圓心向前滾動運動，膝關節(jié)快速屈曲，股骨在脛骨平臺上前移，同時膝關節(jié)有旋外動作，在速度越快的條件下，地面沖擊力越大，膝關節(jié)在矢狀軸與冠狀軸上的力相對會呈增大趨勢。在蹬伸階段膝關節(jié)三個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節(jié)力具有顯著性差異。

羽毛球運動員蹬跨上網(wǎng)步法緩沖蹬伸階段膝關節(jié)主要是快速屈曲和伸展運動，垂直軸方向膝關節(jié)力過大且作用時間較短時，關節(jié)內(nèi)部組織對力的緩沖效果降低，會增加半月板損傷、關節(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，在緩沖結束時刻左右受力最小，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。膝關節(jié)矢狀軸力控制股骨與脛骨的相對位移，使二者出現(xiàn)相對滑動的趨勢，容易造成前交叉韌帶的損傷。同時在矢狀軸上，股四頭肌需要收縮對此進行控制，使得髕骨面牽拉力增大，導致髕骨損傷。在冠狀軸上，人們在行走中膝關節(jié)在左右方向上是較為穩(wěn)定的，但是在蹬跨步法中，由于膝關節(jié)有明顯的旋外動作，膝關節(jié)內(nèi)外側副韌帶負荷增加，長期疲勞積累可能會造成損傷。

綜上研究分析，對比分析快速組與慢速組膝關節(jié)力，快速組蹬跨上網(wǎng)步法緩沖蹬伸階段膝關節(jié)力相對較大，這是由于快速組速度較大，足底沖擊力更大，速度與足底受力對膝關節(jié)力影響較大。隨后快速組膝關節(jié)力下降更快，而且緩沖結束時膝關節(jié)力小于一般組?？焖俳M動作速度較快，結合運動學以及動力學特征，足底落地時刻下肢伸展程度大，角度變化快，身體前傾幅度小，更有利于緩沖沖擊力，減少膝關節(jié)力，對膝關節(jié)脛骨平臺以及韌帶等組織的保護性更強。在蹬伸階段，快速組膝關節(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，快速組緩沖效果好，肌肉蓄積力量更多，蹬伸力量更大，膝關節(jié)受力也就越大。

3 結論與建議

3.1 移動速度對羽毛球蹬跨步的緩沖與蹬伸階段膝關節(jié)三個方向的受力分布均無影響，都是垂直方向的力遠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 移動速度對羽毛球蹬跨步的緩沖與蹬伸階段膝關節(jié)的矢狀軸和冠狀軸的受力均有影響：移動速度越快，膝關節(jié)在矢狀軸和冠狀軸上的受力越大。提示：高強度訓練與比賽應強化專業(yè)裝備的配置，尤其要注意配置膝關節(jié)護具以減少膝關節(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）

全國教育科學規(guī)劃課題，青少年運動技能“選-學-評”的適應性研究及其標準構建（BLA150064）。

趙樂（1989-），碩士，講師，研究方向：體育教學訓練學。