不同着地冲击模式的下肢生物力学研究

张 燊，傅维杰，刘 宇



不同着地冲击模式的下肢生物力学研究

张 燊，傅维杰，刘 宇

目的：比较主动和被动两种不同着地模式下，下肢运动学、冲击力特征、软组织振动和肌肉活化模式，以及全面理解人体下肢着地冲击的神经-肌骨系统调控机制。方法：选取12名体育教育专业篮球专项男性运动员，受试者随机进行3种下落高度(30 cm、45 cm、60 cm)×两种下落方式的测试，每组测试重复3次。主要选择运动学、冲击力、软组织振动以及肌电图学相关参数进行分析。结果：3种高度条件下的触地瞬间和缓冲期，主动着地相比于被动着地，髋关节和膝关节的关节角度显著减小(P<0.05)，角速度明显增大(P<0.05)。3种高度条件下，主动着地的冲击力峰值(P<0.05)、最大负载率(P<0.05)、冲击力频率(P<0.05)均显著小于被动着地。股四头肌(除60 cm)和腘绳肌在3种高度情况下，主动着地的加速度最大振幅均显著小于被动着地(P<0.01)。股四头肌和腘绳肌的软组织阻尼在3种高度情况下，主动着地均显著大于被动着地(P<0.05)。在触地前激活、触地后激活和缓冲阶段，主动着地部分肌肉的肌电振幅均显著大于被动着地(P<0.05)。结论：主动着地情况下，人体可以通过积极调整肌骨系统的落地策略，有效减少冲击传递下的软组织振动，进而达到有效完成动作控制和降低运动损伤风险的作用。相反，被动着地时，肌骨系统需要承受更大的冲击力和相应软组织的振动，进一步增加了冲击损伤的危险。

冲击力；软组织振动；肌肉活化；着地

在跑、跳和落地的过程中，每一次与地面接触，下肢都承受着2～7倍的冲击力[11,12,18]。已有研究表明，下肢的损伤(如关节软骨损伤、韧带断裂等[40])与着地时的冲击力峰值和负载率息息相关[39]。虽然着地时人体能够通过改

变运动学特征、调节落地的姿态和刚度情况[2,4]等下肢策略来针对冲击负荷的作用进行自主的神经-肌肉-骨骼系统的反应，但在一些情况下，如下落高度[31]、着地情况判断[32]和运动鞋/表面[16]的影响导致了上述肌骨系统反馈的改变，亦会增加下肢损伤的风险[40]。

现阶段的研究把地面反作用力作为输入人体并引起软组织振动的信号，而人体的肌肉活动模式对地面反作用力的输入则会做出相应反馈[34]。Wakeling等[34]通过让受试者穿着不同材料的运动鞋来改变冲击力属性，结果发现，在后跟受冲击前、后的50 ms内，下肢相应肌肉激活的时频域模式发生了明显的改变。人体软组织作为活性材料具备一定的频率特征，能根据肌肉本身的收缩与否、紧张与放松，来改变时频率属性。为了更好的解释着地冲击的效果，近年来有学者提出“肌肉调谐(muscle tuning)”的概念，即机体通过肌肉适应(muscle adaptation)可以改变软组织的机械特性从而使软组织的振动最小化[26]。

在准备着地和着地过程中，下肢肌肉需执行诸多任务，如触地前的肌肉激活和肌肉张力积累[29]、控制骨骼位置/关节刚度/软组织振动、维持触地时的稳定和向前推进身体运动[28]。然而，着地冲击导致的运动损伤往往发生在不可预料的情况下，Frobell等人[17]在研究中指出，着地模式的改变会增加患膝骨关节炎的风险。也有研究指出，前交叉韧带(ACL)损伤往往发生在使身体减速和改变运动方向的着地时段[7,22]。考虑到运动训练中的跳深(drop jump)作为一种拉伸-缩短的肌肉活动模式(stretch-shorting circle)的跳跃运动，是一种主动着地动作(active landing，AL)，并伴随可预见性的运动控制。相反，对于不可预见性的、被动的着地动作(passive landing，PL)，下肢对动态运动姿势的控制和冲击/振动衰减的表现更具损伤危害性。因此，本研究通过对比不同动作模式(主动和被动)着地过程中，下肢运动学、冲击力特征、软组织振动和肌肉活化特性，以期全面理解人体下肢着地冲击的神经-肌骨系统调控机制。

1 方法

1.1 受试者

参考Ambegaonkar(2011)[5]实验的受试者要求，选取12名体院体教专业篮球专项男性作为被试(年龄：24±3岁、身高：178±3 cm、体重：70±5 kg、运动年限：7±3年)。在实验前所有实验对象进行问卷询查，了解实验步骤和目的且签署协议书，右腿均为优势腿，且在实验前半年下肢无任何损伤。

1.2 实验仪器

本研究所采用的仪器如下：

翻板器：翻板可在高度范围为20～65 cm内进行自由调整，升高的高度间隔最低为5 cm，翻板器后面相应配有多个插孔，易于实验人员手动操控翻板的水平面下翻。

运动学：Vicon三维红外运动捕捉系统(图1)，采样频率为120 Hz，配套的标志点为直径14 mm 的红外反光球。

测力台：瑞士奇石乐公司生产的Kistler三维测力台2块，型号9287B。

加速度信号：Biovision双轴加速度传感器，拥有20 g量程。

表面肌电仪：Biovision多通道表面肌电信号数据采集和处理仪。

上述测力台、加速度计、肌电仪的采样率均为1 200 Hz。

1.3 测试方法

1.3.1 实验步骤

受试者热身：受试者统一穿着无中底材料、缓冲差的市售普通鞋。在跑台上进行10 min，速度为8 km/h的慢跑热身，然后进行5 min的静态拉伸活动，实验人员讲解测试动作并作示范。热身完成后进行相关仪器设备的固定工作。

Marker球、加速度计、肌电电极的安置：所用的28个红外反光标志球安放在骨盆及下肢的骨性标志处，并在正式动作测试前采集静态模型数据。

实验采用2个加速度计分别固定于软组织——股四头肌(quad)和腘绳肌(hams)。安放加速度计时，加速度计的x轴垂直于皮肤表面，而y轴则与肌肉长轴平行。

按照实验所测试的肌群为：腓肠肌外侧(LG)、胫骨前肌(TA)、股直肌(RF)和股二头肌(BF)。安置肌电电极前，先进行备皮工作，剃除汗毛，砂纸打磨表皮，酒精擦拭之后，进行肌电电极的固定工作。试验场地布置如图1。

1.3.2 测试动作要求

每位受试者需在同一天内完成3种下落高度(30 cm、45 cm和60 cm)×两种下落方式(主动着地和被动着地)的6组不同组合的随机测试，每组测试重复3次。动作要求如下：

1.主动着地(AL)：受试者双脚开立与肩同宽，站在翻板器平面上。待同步信号发出下落指令后，受试者沿下落平台边缘向下无垂直方向初速度下滑，着地后立即尽最大力向上垂直起跳[1]。

图1 Vicon、测力台空间位置和实验仪器架设示意图

2.被动着地(PL)：站立动作同上，要求受试者身体轻微前倾，防止下落着地后由于重心靠后导致整个身体后仰发生倾倒。当受试者接到“预备”口令后，通过实验人员操作翻板突然下翻，使受试者完成被动着地[1]。

1.4 评价参数

本研究对落地反跳动作的第一次主动着地(AL)过程和被动着地动作(PL)的落地过程进行比较，将着地过程分为触地瞬间和缓冲期，其中，髋关节中心下降到最低点定义为缓冲期完成。

1.4.1 运动学

运动学数据采用截止频率为7 Hz的巴特沃斯二阶双向低通滤波，并通过V3D软件中的模型数据进行计算。选取指标包括刚触地时髋、膝、踝关节的角度(θ0)以及3关节角速度(ω0)。缓冲期，下肢3关节最小角度(θmin)、下肢3关节最小角速度(ωmin)、3关节角度变化量(Δθ)、下肢垂直长度变化量(ΔL)和下肢刚度(kleg)。其中，下肢刚度表达式如下：Fzmax/ΔL，Fzmax为垂直地面反作用力最大值。其中下肢关节角度定义如下(图2)。

图2 受试者着地时髋(θh)、膝(θk)、踝(θa)关节角度定义示意图

1.4.2 冲击力

对三维测力台采集的地面反作用力数据进行巴特沃斯二阶双向滤波，截止频率为50 Hz。本研究选取垂直地面反作用力最大值(Fzmax)、Fzmax时刻(tF)、负载率最大值(Gz)、Gz时刻(tG)、冲击力频率(fGRF)和缓冲期作为冲击力参数。

通过结合冲击力峰值Fz和20%～80%冲击阶段的负载率平均值Gz,ave，确定输入频率。

1.4.3 软组织振动

通过DASYLab 8.0和Origin 7.5对采集的数据进行处理。选取参数为股四头肌(quad)及腘绳肌(hams)最大振幅出现时间(ta)、quad和hams加速度最大振幅(apeak)、quad和hams振动的主频(fv)、quad和hams的阻尼(c)。

振动衰减模型表达式如下：s=ae-ctsin(2πfvt+Φ)。其中，s为加速度信号实测数据，a代表振幅，t代表信号时间，Φ代表相位差，fv表示软组织的振动主频，c即阻尼系数。

1.4.4 肌电图学

利用DASYLab 8.0软件的功能模块对肌电图信号进行分析，使用四阶巴特沃斯滤波器的Band-pass滤波，截止频率为10～400 Hz。选取胫骨前肌(TA)、腓肠肌外侧头(LG)、股直肌(RF)和股二头肌(BF)的触地前激活阶段(-50 ms，pre-activation)、触地后激活阶段(+50 ms，post-activation)和缓冲阶段的肌电振幅(EMGRMS)。

1.5 统计学

采用双因素(着地×高度)重复测量方差分析观察两种下落动作的运动学、冲击力、软组织振动和肌肉响应情况。统计软件为SPSS 19.0，其中显著性水平α设为0.05。

2 结果

2.1 运动学参数

3个高度条件下落的触地瞬间，AL相比于PL，髋关节和膝关节的关节角显著度减小，角速度明显增大。缓冲期时，AL的髋关节和膝关节的最小角度更小(P<0.05)，3个高度条件下，AL的膝关节的最小角速度更大，而膝关节在30 cm和45 cm高度下最小角速度较大，呈现显著性差异。同时，缓冲期，AL的髋关节和膝关节的关节角度变化量显著大于PL，踝关节仅在30 cm的AL时明显大于PL。同样在DJ情况下的下肢垂直长度变化量也显著增加。AL时下肢刚度均显著小于PL(P<0 .05)。

表1 主动落地(AL)与被动落地(PL)在触地瞬间下肢3关节角度(θ0)、角速度(ω0)和缓冲期下肢3关节最小角度(θmin)、最小角速度(ωmin)、3关节角度变化量(Δθ)、下肢垂直长度变化量(ΔL)和下肢刚度(kleg)比较一览表

Table 1 The Different Between Activity Landing and Passive Landing During Instantaneous Moment of Touchdown (variables:the angle and angle velocity of low extremity joints) and cushion phase (variables:the minimum angle,angle velocity and angle change extent of low extremity joints,the vertical variation of lower extremity length and stiffness of lower extremity)

关节ALPL30cm45cm60cm30cm45cm60cmθ0(°)髋136.2±11.9*138.0±14.2*139.6±9.6*156.9±12.7157.9±14.2156.1±16.5膝155.3±6.8*155.1±4.4*154.6±5.1*164.9±3.8163.2±4.1161.4±4.9踝137.9±5.0140.6±4.6142.7±4.2136.0±6.0140.5±7.3143.0±5.3ω0(°/s)髋-180.5±66.5**-187.3±58.0**-182.8±55.4**-54.0±25.9-62.1±26.7-62.6±24.0膝-330.2±60.2**-373.0±58.3**-396.5±63.0**-151.6±56.4-240.6±67.2-252.7±81.6踝-370.5±38.2-424.1±65.4-462.7±77.3*-337.0±51.0-431.7±79.6-377.8±93.4θmin(°)髋106.1±8.7*103.1±7.5*101.3±8.8*146.3±9.6142.6±9.2134.0±7.6膝99.9±10.7*94.0±11.5*92.2±13.8*129.6±6.6117.9±10.8109.4±13.6踝96.5±4.9*92.6±4.292.5±4.3102.6±6.796.4±6.596.3±8.3ωmin(°/s)髋-266.4±89*-314.6±68*-372.9±85*-180.7±35-213.0±46-282.2±84膝-533.0±76*-587.6±66*-597.4±93-472.0±72-516.6±69-577.3±72踝-544.1±64-635.7±81-727.2±87-498.2±74-671.9±75-699.1±81Δθ(°)髋29.9±13.1*34.8±15.3*38.2±17.7*10.4±4.015.2±5.920.4±8.3膝55.3±12.1*61.0±11.4*62.3±14.5*35.2±5.845.2±8.752.3±12.3踝41.3±6.4*48.0±6.950.1±5.332.2±5.244.1±7.048.9±8.3ΔL(m)0.26±0.05*0.30±0.06*0.32±0.07*0.13±0.020.19±0.040.23±0.06kleg(BW/m)9.0±3.7**9.7±3.4*11.8±4.3*30.2±5.023.6±5.421.9±5.3

注：*代表相同高度下，与PL存在显著性差异，P<0 .05，**P<0 .01。

图3 45 cm高度 AL和PL时下肢3关节角度、角速度和下肢垂直长度变化图(竖虚线代表缓冲完成)

2.2 冲击力参数

3个高度情况下,AL的冲击力峰值均显著小于PL。在30 cm和45 cm高度条件下，AL的冲击力峰值出现的时间较晚(P<0 .05)，且同等高度情况下，AL的负载率峰值出现的时间也较晚(P<0 .05)。在3个高度条件下AL的最大负载率均显著小于PL，同时，AL的冲击力频率小于PL(P<0 .01)。

图4 不同着地方式下冲击力峰值及出现时间、最大负载率及冲击力频率比较示意图

2.3 软组织振动参数

DJ的股四头肌和腘绳肌的软组织最大振幅出现时间相比于PL没有差异。股四头肌在30 cm和45 cm高度情况下，DJ的加速度最大振幅显著小于PL，而腘绳肌在3高度情况下，均小于PL。虽然不同落地方式对股四头肌和腘绳肌的软组织主频没有影响，但是，股四头肌和腘绳肌的软组织阻尼在3高度情况下，DJ均大于PL(P<0 .05)。

图5 不同着地方式下软组织振动加速度最大振幅、最大振幅出现时间、软组织振动的主频和软组织阻尼比较示意图

2.4 肌电图学参数

肌电触地前激活阶段，AL的肌电振幅相比PL，除胫骨前肌(30 cm)，股直肌和股二头肌(45 cm)没有差异外，其余DJ的肌电振幅均明显大于PL (P<0.05)。触地后激活阶段，AL的肌电振幅均显著大于PL，除了45 cm的腓肠肌外侧头和股二头肌的(45 cm 和60 cm)没有明显变化。缓冲阶段，30 cm高度条件下，AL的肌电振幅均显著大于PL。胫骨前肌和股二头肌在45 cm高度条件下，AL相比PL没有明显增减，胫骨前肌在60 cm高度条件下，肌电振幅也没有明显变化。

图6 不同着地方式下触地前激活阶段、触地后激活阶段和缓冲阶段肌电振幅比较示意图

Figure 6. Compare with the EMG Amplitude of Per-activation,Post-activation and Cushion Phase during AL and PL

3 分析与讨论

本研究分别采用主动着地和被动着地两种目标动作，用以研究人体在着地过程中的运动学、动力学、以及软组织振动和肌电的变化情况，理解不同着地冲击模式下神经-肌骨系统的应对机制，为运动训练和冲击损伤防护提供参考和理论支撑。

3.1 运动学特征

本研究的运动学结果发现，在触地瞬间，AL的髋关节和膝关节的角度明显小于PL，角速度显著大于PL，下肢髋关节和膝关节表现出更大的屈曲动作。在缓冲期，主动落地情况下也表现出了3关节角度变化量、下肢垂直长度变化量更多，且表现出了更小的下肢刚度。

根据着地任务的模式和特征，AL为主动着地，其主要任务是在触地瞬间通过主动屈膝屈髋进行缓冲，从而降低下肢各关节受到的冲击力。在此过程中，膝关节和髋关节相对应肌肉的做功增加，即表现为吸收更多的能量。由于更大角度的屈膝屈髋，使得缓冲阶段需运动更长的距离，使得起跳获得更大的能量。Shultz[32]对落地反跳(drop jump,DJ)和主动着地(drop Landing,DL)进行对比研究，从DJ落地时的结果也证实了如上观点。并认为，DJ吸收的能量可能是为随后的起跳做准备。本研究中PL属于被动着地，在此过程中主要任务是通过调节身体姿势，进而维持姿势稳定性。由于人体姿势控制的不足，可能无法像DJ时迅速主动的屈膝屈髋，因此表现为更小的屈曲角度和角速度。从运动控制角度出发，人们在被动运动的情况下感觉输入信号会进行重新组织，从而影响运动技能的表现[23]。Santello等人[29]对比研究睁眼AL和闭眼被动落地动作中发现，AL下肢3关节的最大转动角度显著大于闭眼落地。这与我们的发现也十分相似，即AL缓冲期3关节角度变化量明显大于PL。人体在下落过程中通过视觉可以判断下落高度和下落时间，为触地后控制关节运动做准备。而这种预判，来源于生活中重复的下落运动[29]。尽管这种重复的动作可以弥补被动触地情况(如闭眼条件)下的控制，但是，本体感觉和前庭功能并不能完全替代视觉采集的信息，这也就使得在被动落地情况下，运动模式发生了重组(如关节旋转角度)。因此本实验中由于受试者在被动着地时，感觉系统输入信号的改变，包括部分反馈时间的缺失，使得下肢通过主动或被动地调整相应的运动学来维持受冲击后的稳定。

另一方面，PL着地时较小的髋、膝关节屈曲角度和角速度，可以使得人体肌肉系统吸收的动能减少，但也因此增加了作用于身体其他组织的冲击应力[15]。可见，冲击力的衰减和吸收，与运动学数据有很大的关系。这说明在主动着地时，人体有意识的调整下肢着地角度及下肢3关节的角度变化量，尤其是起主要作用的髋关节和膝关节，为了更好的缓冲因着地而产生并传递至人体的冲击力。此外，AL组的下肢刚度明显小于PL组。根据腿刚度的计算方法，其刚度大小与最大垂直力和小腿长度的垂直变化相关[25]。在上述结果中，AL时下肢垂直长度的变化明显大于PL，且AL的冲击力峰值也显著小于PL，这种差异与上文提到的运动学的变化相类似。然而，下肢刚度的增加会导致负载率的增加，进而会使下肢承受的冲击更大，这些变量的增加会加大骨骼受损的风险，如膝骨关节炎和骨裂等损伤[10]。

3.2 冲击力特征

就冲击力而言，其显著性差异主要体现在所有高度情况下主动着地方式冲击力峰值、最大负载率均发生明显的衰减，并延迟了上述峰值出现的时间，且在所有高度情况下主动着地的冲击力频率也显著小于被动着地。

对于人体而言，适当大小的冲击力刺激有利于提升骨的完整性以及骨密度[13]。但是，过高的冲击力则会造成运动损伤。研究显示，在起跳和落地时，人体通常需要承受3.5～7倍于自身体重的地面冲击力[12]。如此之大的冲击力，足以造成运动损伤的发生。影响冲击力大小的原因主要包括下落高度[31]、下肢运动学[32]和运动表面[16]的影响。本实验中，受试者穿着统一的运动鞋且都从相同的高度落于同样的测力台上。因此，本实验中影响冲击力峰值的大小和出现的时间主要与受试者落地的运动策略有关。在AL时，当受试者通过采用屈膝屈髋的着地方式(表1)，这种着地方式可以增加关节角度，进而减小着地的有效质量，减少冲击[14]。

另外，我们关于冲击力的结果中还发现，主动着地的冲击频率显著小于被动着地。当AL时，冲击力的频率为7～11 Hz之间，类似于之前研究发现，当人类在主动跑、跳过程中，冲击力的频率在10～20 Hz左右[24,27]。而在被动着地时，人体接收到更大的输入信号，这就可能导致了2倍于主动着地时的冲击力频率。这一结果与Boyer等人关于在不同表面跑步的冲击力频率的研究结果相类似。他们发现，未知情况下在高硬度表面跑步时，其输入频率显著大于在已知情况下在较软的表面进行跑步[9]。因此，我们认为，在被动着地情况下，由于人体肌肉-骨骼系统需要通过不同的运动策略来完成着地动作，在着地时，会受到更大的作为输入信号的冲击峰值，最终影响相关软组织振动频率的增加。

3.3 软组织振动

人体软组织作为活性材料具备一定的振动频率特征，能根据肌肉本身的收缩与否、紧张与放松，来改变频率属性[34]。在之前的研究中，某些学者将人体的软组织作为一个振动系统进行考虑，认为其固有频率的范围在5～65 Hz[8]。影响软组织的振动特征的原因主要与肌肉力量的大小、肌肉长度、缩短速度和收缩程度有关[33,35]。

本研究结果显示，PL组股四头肌(除60 cm情况下)和腘绳肌软组织加速度最大振幅显著大于AL组。在本实验中，我们选用同一批受试者进行相同条件的主、被动着地测试，受试者肌肉力量大小和肌肉长度并没有差异。因此，影响软组织加速度最大振幅可能与主、被动落地的运动控制水平有关。Khassetarash等研究发现，疲劳会增加软组织的振动幅度，他们认为这主要与肌肉功能的下降有关[20]。同样的，在被动着地情况下肌肉的控制能力明显要弱于主动着地情况，在本研究中，关于肌电的数据发现触地前激活阶段，AL组的肌电振幅明显大于PL组。另外，研究结果还显示，AL组在所有高度下的股四头肌和腘绳肌的软组织阻尼显著大于PL组。有研究发现[36]，肌肉等张收缩时，随着关节角度的增加，股四头肌的阻尼会随之增加。因为，在主动着地时，会采用快速屈膝屈髋的策略，而被动着地时需要控制姿势稳定性，从而会使得屈膝屈髋的角度不足。而从振动力学观点来看，人体能通过预程序控制着地，改变振动频率或阻尼系数使得共振振幅最小化[37]，亦可以通过学习改变肌肉活动的水平，以适应不同的着地形式[30]。但这种观点还需要进一步验证。

3.4 肌肉活化

肌肉活化程度可以反映出软组织的力学特性[34]。通过肌肉活化的模式，能够观察到肌肉用力的工作状态。本研究的结果可以发现，下肢各主要肌群在肌电触地前激活阶段、触地后激活阶段和缓冲阶段，AL的大部分肌电振幅显著大于PL。在高冲击力的任务中，肌肉预激活的主要目的是增加下肢肌肉的稳定性[19]。此外，有研究还认为，触地前激活程度越高，越有利于降低前交叉韧带损伤的风险[6]。在触地后激活阶段和缓冲阶段，肌电活动的增加主要是为了稳定膝关节，并为后续任务做准备[21]。因此，主动落地能够更好的维持下肢稳定性，并降低相关冲击损伤的风险。上述观点较为传统的分析了肌肉活化的模式，认为肌肉活化的目的是为人体运动系统的下一步动作进行准备[38]，并且为关节力矩的产生起到了重要的作用[3]。

现阶段，某些学者提出了一种新的范例(paradigm)，认为在触地阶段，肌肉可以通过调谐作用而减少相应软组织的振动[9]，该理论被称为“肌肉调谐”。具体表现为，机体通过肌肉适应(muscle adaptation)可以改变软组织的力学特性，从而使软组织受冲击时的振动最小化[26]。从本研究的结果来看，主动着地时，人体肌骨系统会对整个主动着地起跳过程进行动作控制，募集更多肌肉细胞参与运动，产生足够的肌肉力矩来完成目标动作。被动着地时，对整个动作无法获得提前预知，可能缺乏主动调节意识，造成了相应肌肉的参与较少。上述发现一定程度上验证“肌肉调谐”理论。此外，Boyer等对人体在不同表面跑步的肌肉活动的研究结果也得到了相类似的结果[9]：实验组(不清楚跑道情况)比控制组(清楚跑道情况)在触地后软组织的加速度显著增加。

综上所述，落地反跳的预着地阶段，肌肉激活现象十分明显，为即将触地缓解冲击和随后的起跳做准备。在主动着地瞬间，使下肢3关节运动学的变化更为合理，缓解冲击的同时积蓄能量，并利用这部分能量更好的起跳。但在被动着地情况下，由于主观对下落的时机不可控，肌骨系统不能及时对落地做出准备，使得身体以更直立的状态落地，导致较大的冲击，且对冲击的衰减也更加被动，使肌骨系统承载更大的冲击负荷，进而增加了冲击损伤的风险。

4 结论

主动着地情况下，人体可以通过积极调整肌骨系统的落地策略，增加髋、膝关节屈曲/减小下肢刚度，从而合理衰减地面反作用力和负载率，降低下肢所承受的冲击负荷，并进一步有效减少冲击传递下的软组织振动，增加肌肉活化的同时维持下肢稳定，进而达到有效完成动作控制和降低运动损伤风险的作用。相反，被动着地时，由于人体无法对下落的发生和触地状态做出及时的预判，降低了下肢运动学的调节和肌肉激活，导致肌骨系统不得不承受更大的冲击力和相应软组织的振动，进一步增加了冲击损伤的危险。

[1]傅维杰,刘宇,魏书涛.篮球鞋对主动与被动落地时冲击力特征和肌肉活化的影响[J].医用生物力学,2012,27(3):317-323.

[2]傅维杰,刘宇,黄灵燕.冲击力、软组织振动及其与运动损伤关系研究进展[J].中国运动医学杂志,2012,31:642-647.

[3]刘宇.生物力学在运动控制与协调研究中的应用[J].体育科学,2010,30(11):62-73.

[4]刘宇,魏勇.运动科学领域的下肢刚度研究[J].上海体育学院学报,2008,32(5):31-35.

[5]AMBEGAONKAR J P,SHULTZ S J,PERRIN D H.A subsequent movement alters lower extremity muscle activity and kinetics in drop jumps vs.drop landings[J].J Strength Condition Res,2011,25(10):págs.2781-2788.

[6]BENCKE J,ZEBIS M K.The influence of gender on neuromuscular pre-activity during side-cutting[J].J Electromyogr Kines,2011,21(2):371-375.

[7]BODEN B P,DEAN G S,FEAGIN J A JR,etal.A quarterly publication of the american college of sports medicine mechanisms of anterior cruciate ligament injury[J].Orthopedics,2000,23.

[8]BOYER K A,NIGG B M.Changes in muscle activity in response to different impact forces affect soft tissue compartment mechanical properties[J].J Biomech Eng,2007,129(4):594-602.

[9]BOYER K A,NIGG B M.Muscle tuning during running:Implications of an un-tuned landing[J].J Biomech Eng,2006,128(6):815-822.

[10]BUTLER R J,CROWELLIII H P,DAVIS I M.Lower extremity stiffness:Implications for performance and injury[J].Clin Biomech,2003,18(6):511-517.

[11]CAVANAGH P R,LAFORTUNE M A.Ground reaction forces in distance running[J].J Biomech,1980,13(5):397-406.

[12]CHALLIS J H,PAIN M T.Soft tissue motion influences skeletal loads during impacts[J].Exe Sport Sci Rev,2008,36(2):71-75.

[13]DALY R M,RICH P A,KLEIN R,etal.Effects of high-impact exercise on ultrasonic and biochemical indices of skeletal status:A prospective study in young male gymnasts[J].J Bone Miner Res,1999,14(7):1222-1230.

[14]DERRICK T R.The effects of knee contact angle on impact forces and accelerations[J].Med Sci Sport Exe,2004,36(5):832-837.

[15]DEVITA P,SKELLY W A.Effect of landing stiffness on joint kinetics and energetics in the lower extremity[J].Med Sci Sports Exe,1992,24(1):108-115.

[16]DIXON S J,COLLOP A C,BATT M E.Surface effects on ground reaction forces and lower extremity kinematics in running[J].Med Sci Sport Exe,2000,32(11):1919-1926.

[17]FROBELL R B,ROOS H P,ROOS E M,etal.The acutely ACL injured knee assessed by MRI:Are large volume traumatic bone marrow lesions a sign of severe compression injury?[J].Osteoarthr Cartilage,2008,16(7):829-836.

[18]GROSS T S,NELSON R C.The shock attenuation role of the ankle during landing from a vertical jump[J].Med Sci Sports Exe,1988,20(5):506-514.

[19]HEWETT T E,ZAZULAK B T,MYER G D,etal.A review of electromyographic activation levels,timing differences,and increased anterior cruciate ligament injury incidence in female athletes[J].Brit J Sports Med,2005,39(6):347-350.

[20]KHASSETARASH A,HASSANNEJAD R,ETTEFAGH M M.etal.Fatigue and soft tissue vibration during prolonged running[J].Hum Mov Sci,2015,44:157-167.

[21]KLYNE D M,KEAYS S L,BULLOCK-SAXTON J E,etal.The effect of anterior cruciate ligament rupture on the timing and amplitude of gastrocnemius muscle activation:A study of alterations in EMG measures and their relationship to knee joint stability[J].J Electromyogr Kines,2012,22(3):446-455.

[22]KROSSHAUG T,NAKAMAE A,BODEN B P,etal.Mechanisms of anterior cruciate ligament injury in basketball video analysis of 39 cases[J].Am J Sport Med,2007,35(3):359-367.

[23]LACQUANITI F,MAIOLI C.Adaptation to suppression of visual information during catching[J].J Neurosci,1989,9(1):149-159.

[24]MANN R W.The role of impact forces and foot pronation:A new paradigm[J].Clin J Sport Med,2002,12.

[25]MCMAHON T A,CHENG G C.The mechanics of running:How does stiffness couple with speed?[J].J Biomech,1990,23,suppl(1):65-78.

[26]NIGG B M,LIU W.The effect of muscle stiffness and damping on simulated impact force peaks during running[J].J Biomech,1999,32(8):849-856.

[27]NIGG B M,WAKELING J M.Impact forces and muscle tuning:A new paradigm[J].Exe Sport Sci Rev,2001,29(1):37-41.

[28]NIGG B M.Impact forces in running[J].Curr Opin Biotechnol,1997,8(6):43-47.

[29]SANTELLO M,MCDONAGH M J,CHALLIS J H.Visual and non-visual control of landing movements in humans[J].J Physiol,2001,537(1):313-327.

[30]SANTELLO M.Review of motor control mechanisms underlying impact absorption from falls[J].Gait Posture,2005,21(1):85-94.

[31]SCHMITZ R J,SHULTZ S J.Contribution of knee flexor and extensor strength on sex-specific energy absorption and torsional joint stiffness during drop jumping[J].J Athl Training,2010,45(5):445-452.

[32]SHULTZ S J,SCHMITZ R J,TRITSCH A J,etal.Methodological considerations of task and shoe wear on joint energetics during landing[J].J Electromyogr Kines,2011,22(1):124-130.

[33]VAN DEN BOGERT A J,GERRITSEN K G,COLE G K.Human muscle modelling from a user’s perspective[J].J Electromyogra Kinesi,1998,8(2):119-124.

[34]WAKELING J M,VON T V,NIGG B M,etal.Muscle activity in the leg is tuned in response to ground reaction forces[J].J Appl Physiol,2001,91(3):1307-1317.

[35]WAKELING J M,NIGG B M.Modification of soft tissue vibrations in the leg by muscular activity[J].J Appl Physiol,2001,90(2):412-420.

[36]WAKELING J M,NIGG B M.Soft-tissue vibrations in the quadriceps measured with skin mounted transducers[J].J Biomech,2001,34(4):539-543.

[37]WAKELING J M,LIPHARDT A M,NIGG B M.Muscle activity reduces soft-tissue resonance at heel-strike during walking[J].J Biomech,2003,36(12):1761-1769.

[38]WAKELING J M.Muscle fibre recruitment can respond to the mechanics of the muscle contraction[J].J R Soc Interface,2006,3(9):533-544.

[39]WANG L I,PENG H T.Biomechanical comparisons of single- and double-legged drop jumps with changes in drop height[J].Int J Sports Med,2013,35(6):522-527.

[40]YEOW C H,LEE P V,GOH J C.An investigation of lower extremity energy dissipation strategies during single-leg and double-leg landing based on sagittal and frontal plane biomechanics[J].Hum Mov Sci,2011,30(3):624-635.

The Biomechanics of Lower Limb during Active Landing and Passive Landing

ZHANG Shen,FU Wei-jie,LIU Yu

Objective:To examine the kinematics,impact force,tissue vibration and muscle activity during active landing (AL) and passive landing (PL).In addition,the aim was to understand the regulation mechanism of nerves-muscle skeletal system during landing.Methods:Twelve trained basketball male volunteers in physical education were required to complete three different attitudes(30 cm、45 cm、60 cm)×two different landing models (AL & PL).The variables were measured including kinematic of lower extremity,impact characteristics,soft tissue acceleration signal and EMG signals.Results:At three different attitudes,AL showed significantly decrease the knee and hip joint angle (P<0.05),and significantly increase angle velocity (P<0.05) during the instantaneous moment of touchdown and cushion phase compared with PL.The peak of impact force (P<0.05),maximum loading rate (P<0.05) and impact frequency (P<0.05) were significantly reduce during AL compared with PL at three different attitudes.AL showed significantly decrease the maximum amplitude of accelerate of quadriceps femoris (except 60cm) (P<0.01) and hamstrings (P<0.01) at three different attitudes compared with PL.At three different attitudes,AL showed significantly increase the tissue damping (P<0.05) compared with PL.The parts of muscles showed significant increase the EMG amplitude (P<0.05) during AL in per-activation,post-activation and cushion phase compared with PL.Conclusion:At the case of AL,the human being can adjustment the landing strategy of muscle-skeletal system,which mean effective decrease the tissue vibrate under the impact force.Eventually,the effective motor control were resulted in decrease the risk of sports injuries.On the counter,muscle-skeletal system were bear higher impact force and tissue vibrate,and improve the risk of sports injuries.

impact;tissuevibration;muscularactivation;landing

1000-677X(2016)01-0059-08

10.16469/j.css.201601007

2015-09-30；

2015-12-14

国家自然科学基金(11302131)；高等学校博士学科点专项科研基金(20123156120003)；上海市教育委员会科研创新项目(14YZ125)。

张燊(1989-)，女，辽宁人，硕士，主要研究方向为运动生物力学，Tel：(021)51253239，E-mail：zhangshen0708@163.com；傅维杰(1983-)，男，浙江人，副教授，博士，主要研究方向为人体肌骨系统力学和运动鞋及装备研发，Tel：(021)51253239，E-mail：fuweijie315@163.com；刘宇(1959-)，男，河北张家口人，教授，主要研究方向为运动控制与协调的生物力学等，Tel：(021)50253571，E-mail：yuliu@sus.edu.cn。

上海体育学院 运动健身科技省部共建教育部重点实验室，上海 200438 Shanghai University of Sport，Shanghai 200438，China.

G804.6

A