基于肌肉-骨骼建模的途中跑大腿后肌損傷時相探討

鐘運健, 劉冬梅, 裘 藝

(1.南昌大學 體育與教育學院,江西 南昌 330031; 2.江西科技師范大學 體育學院,江西 南昌 330013;3.江西省體育科學研究所,江西 南昌 330038)

基于肌肉-骨骼建模的途中跑大腿后肌損傷時相探討

鐘運健1, 劉冬梅2, 裘 藝3

(1.南昌大學 體育與教育學院,江西 南昌 330031; 2.江西科技師范大學 體育學院,江西 南昌 330013;3.江西省體育科學研究所,江西 南昌 330038)

目的:分析大腿后肌力量、長度、速度、功率等肌肉拉傷危險因子的交互作用,探討快速跑時大腿后肌拉傷發生時相的生物力學機制。方法:采集受試者途中跑三維動作解析和測力臺數據,建立下肢肌肉-骨骼模型和肌肉功能模型并確立靜態優化算法,量化下肢單塊肌肉的生物力學數據。結果:大腿后肌在擺動期中間階段承受高應力且處于高速離心收縮狀態,并在此時出現了整個步態中做負功的單位面積功率峰值;大腿后肌長度峰值出現在擺動末期,應力的最大值出現在擺動末期和著地瞬間,且在長度峰值之前的擺動后期,大腿后肌始終表現為離心收縮;大腿后肌在觸地初期被極大拉長的狀態下,承受高負荷(應力)并高速向心收縮而出現做正功單位面積功率的峰值。結論:擺動期(中間階段和末期)是大腿后肌群容易拉傷的時相;股二頭肌長頭是大腿后肌群最易損傷的肌肉。

肌肉-骨骼建模; 途中跑; 大腿后肌; 損傷時相

Author’s address 1. School of Sport and Education，Nanchang University, Nanchang 330031，Jiangxi, China；2. School of Physical Education，Jiangxi Normal University of Science and Technology, Nanchang 330013, Jiangxi, China; 3. Jiangxi Research Institute of Sport Science, Nanchang 330038, Jiangxi, China

大腿后肌群(腘繩肌,包括半腱肌、半膜肌、股二頭肌長頭和股二頭肌短頭)在運動中容易受傷,經常表現為快跑時的急性拉傷。大腿后肌拉傷具有不可預知性、癥狀持久、恢復期長等特點。在所有的肌肉拉傷類型中,大腿后肌拉傷的復發率最高[1-5]。雙關節肌大腿后肌能在多個關節影響運動,所以大腿后肌的生物力學分析也很困難,判斷拉傷的風險性和預防拉傷都是很大的挑戰。為防止大腿后肌拉傷及改善拉傷后的康復手段,很多學者都在致力于研究大腿后肌拉傷的生物力學機制,尤其是快速跑時拉傷發生的時相。

近年來,關于快速跑時大腿后肌拉傷的生物力學機制及發生時相的研究較為活躍,但大多數研究均僅僅分析了支撐期[6-10]或擺動期[5,11-12],對于完整步態[13-14]的研究較少,且采用的生物力學指標也較為局限。先前對于研究大腿后肌拉傷發生時相的結果大多集中于著地初期和擺動末期。

早期的研究采用了基于地面反作用力的逆向動力學方法,發現在短跑的支撐階段,肌力矩主要使膝關節屈和髖關節伸展,且力矩的最高值均發生在著地初期,認為大腿后肌拉傷很可能發生在支撐期[6,8-9]。近期有學者應用環節互動動力學(Intersegmental Dynamics)探討了快速跑支撐期髖膝關節的力矩分量,發現大腿后肌群在觸地初期時收縮產生屈膝力矩和伸髖力矩分別為(231.09±99.04)N·m和(453.15±199.06)N·m,外加作用于髖膝關節的外力力臂遠遠大于肌力臂,說明觸地初期腿后肌承受極大的外力負荷,是腿后肌損傷發生的高危險期。實際上,人體每個關節周圍的肌肉都是冗余的,產生同一關節力矩的單塊肌肉力量組合有很多種,尤其對于跨過多個關節的多關節肌(如大腿后肌)而言,關節力矩的大小還難以直接說明單塊肌肉的受力程度[15]。上述基于地面反作用力的動力學研究未能對“缺乏外力干預”(地面反作用力)的擺動期進行分析。環節互動動力學方法能將關節力矩進一步分解為關節凈力矩、重力矩、肌力矩、慣性力矩和外力矩等,且魏書濤等[10,16]在研究中也發現了慣性力矩和重力矩在高速跑的擺動期對肌肉產生重要的影響,但其研究并未從各種力矩(動力學)角度深入探討高速跑時肌肉的損傷機制。此外,幾乎所有的肌肉拉傷的實驗室模仿研究發現肌肉的拉伸(肌肉或肌纖維的總的拉長量)與肌肉拉傷具有較大的相關關系。在支撐初期,髖關節和膝關節的角度變化并不大[7],說明當時大腿后肌并未被大幅拉伸。

有學者借助動作三維解析方法或建立模型量化了快速跑時下肢肌肉的長度、速度等數據,進而從運動學角度分析大腿后肌拉傷的生物力學機制。早期的研究采集了快速跑擺動期的下肢影像數據,通過下肢關節角度的變化估算了擺動期大腿后肌長度和速度變化,發現其長度峰值和速度峰值均出現在擺動末期,認為大腿后肌的拉傷時相發生于擺動末期[12,17]。Yu等[13]對大腿后肌的起止點三維坐標進行了定義,測量了一個完整步態的右大腿后肌的運動學數據,發現大腿后肌在著地后期的離心收縮速度的峰值顯著大于擺動末期,在產生離心收縮速度的峰值瞬間,著地后期大腿后肌的長度大于擺動末期(無顯著性差異),故支持大腿后肌拉傷的時相可能存在于擺動末期,提示著地后期也是可能拉傷的時期,但發生概率要低于擺動末期且具有個體差異。Thelen 等[11]通過建立下肢模型,研究了在跑臺上進行快速跑時擺動期大腿后肌長度和收縮速度的變化,同樣發現股二頭肌長頭在擺動后期離心收縮,但股二頭肌長頭長度和力量峰值均出現在擺動末期,認為拉傷僅可能發生在擺動后期[11],但他們的數據來自于跑臺上的快速跑,這和地面上快速跑時的生物力學數據存在較大的差異[18]。

少量研究采集了快速跑時完整步態下肢部分肌肉的肌電圖,試圖結合肌肉活化程度(力量)及運動學數據探討大腿后肌的拉傷時相。Yu等[13]研究發現，大腿后肌在整個步態中都處于活化狀態,擺動末期和著地初期的活化值是擺動初期和著地后期的活化值的2～3倍,結合該研究所展示的大腿后肌收縮性質、長度速度峰值等結果[13],認為拉傷時相主要為擺動末期。借助基于肌電圖正向動力學(Muscle Activation Dynamics)的研究,發現在擺動期標準步態的70%～80%時,股二頭肌長頭快速活化,這種高載荷一直持續到觸地前的擺動末期,股二頭肌長頭的長度也在此階段達到峰值[11],此結果呼應了上述認為大腿后肌拉傷時相發生在擺動末期的研究結論。Chumanov等[14]的肌電圖研究呈現了不同的結果,他們發現大腿后肌活化的峰值出現在支撐期[14,19-20],故支持大腿后肌的拉傷時相在于支撐期的觀點。事實上,肌電圖主要的功能是考量肌肉發力時序及是否發力,而肌肉力量與肌電圖之間并不存在線性關系。肌電圖數據在反映肌力時受到肌肉收縮形式、長度、最大力量、疲勞程度等因素的影響,此外,采集肌電圖信號的過程其他“噪音”也不能被完全過濾[21-22]。

基于上述討論,本文量化短跑運動員途中跑時下肢各關節力矩分量,建立肌肉-骨骼模型并采用靜態最優化估算方法將肌力矩分解為單塊肌肉力量。建立下肢肌肉功能模型量化快速跑時下肢各單塊肌肉的長度和速度等運動學數據,結合肌肉力量估算大腿后肌時間、功率變化,進一步分析大腿后肌力量、長度、速度、功率等肌肉拉傷危險因子的交互作用,以探討高速跑時大腿后肌損傷時相及其內在力學機制。

1 研究對象與方法

1.1 研究對象 測試對象為8名優秀短跑運動員,均為國家一級或健將級運動員,100 m跑成績為(10.56±0.16)s,年齡為(22.4±3.2)歲,身高為(180.7±6.3)cm,體重為(74.3±5.5)kg。每周訓練不少于3次,在6個月內無下肢受傷史,且確認實驗前24 h內未從事劇烈運動,數據均來自于優勢腿——右腿。

1.2 數據采集 應用英國VICON系統(采樣頻率300 Hz)和瑞士Kistler測力臺(采樣頻率1.2 kHz),嚴格執行上述數據采集系統的測試規范,同步采集受試者途中跑時三維動作解析及測力臺數據,采集每個測試對象2次自然而準確地踏上測力臺而非刻意踏上測力臺導致動作變形或減速的數據。

參照單大卯[23]的文獻,測量受試者骨盆、股骨、脛骨、足部及用于回歸髖-膝、膝-踝關節中心距的人體骨性形態學參數。

1.3 建立模型

(1) 肌肉-骨骼模型:建立4個剛體(軀干、大腿、小腿和腳)下肢肌肉-骨骼模型,其中的髖、膝、踝關節均為1個自由度的關節,選取臀大肌、股直肌、骼肌、股四頭肌群、股二頭肌長頭5塊單關節肌和股二頭肌短頭、半膜肌、半腱肌、比目魚肌、腓腸肌和脛骨前肌等下肢主要的11塊骨骼肌。因各關節周圍的骨骼肌個數遠大于各關節的自由度個數而導致未知數多于方程數,故優化求解方法是解決這一問題的有效途徑。

(2) 環節互動動力學模型:以經典的環節互動動力學方程[24]為基礎,設計程序并量化下肢3個環節間的肌肉力矩、外力矩、慣性力矩等力矩分量及各環節間動力的相互作用。探討各分力矩對動作的作用,分析一個環節的運動對另一個環節運動的相互作用關系[10,16]。

(3) 下肢肌肉功能模型:將肌肉在不同環節坐標系中所表達的起止點(或代起止點)的坐標轉換到肌肉起點所在環節坐標系中,根據前人通過尸體解剖所計算的回歸方程,建立了下肢肌肉功能模型和下肢肌肉功能評定軟件[23,25]。

(4) 優化模型:選取度量肌肉疲勞的肌肉應力平方和最小化作為目標函數,在滿足下肢關節運動時的關節力矩方程之外,以單塊骨骼肌的應力值不超過其生理極值作為模型的約束方程。模型中所涉及的各單塊肌肉的解剖橫截面積和最大力量值分別參考Sofia[26]和Richard等[27],各肌肉相對于各關節的力臂數據出自下肢肌肉功能評定軟件[25]。采用靜態優化求解方法:調用Matlab語言工具庫中的fmincon函數,設置為中尺度序列二次規劃擬牛頓線性搜索算法,以目標函數誤差值≤10-10作為迭代求解精度,迭代停止次數確定為 105。

1.4 數據計算及處理過程 采用V3D軟件建立下肢模型,對運動學數據進行優化處理且量化各關節二維運動學數據。將優化的二維運動學數據及動力學數據輸入下肢互動動力學模型計算各關節力矩分量。

將各受試者個體的下肢骨性形態學參數及快速跑時下肢運動學參數輸入下肢肌肉功能模型,分別計算受試者快速跑時下肢各主要肌肉對于各關節力臂值、單塊肌肉長度、速度、加速度等運動學數據。

采用前期研究所確立的優化模型,結合下肢動力學數據(主要為肌力矩)及各肌肉偽力臂等肌肉功能參數,建立優化方程并設定目標函數及求解方法,估算快速跑時下肢各單塊肌肉的應力變化。

以各單塊肌肉的肌肉應力與其收縮速度的乘積作為下肢各單塊肌肉單位面積功率。將一個完整步態中單塊肌肉的單位面積所做正功和負功的總和作為正功和負功積累[22]。本文定義:收縮速度為負值時,肌肉離心收縮,故單塊肌肉單位面積功率為正值代表肌肉向心收縮做正功,單位面積功率為負值則相反。

1.5 統計學方法 數據的表達方式為平均值±標準差,所有數據資料用SPSS13.0軟件進行統計分析,采用獨立樣本t檢驗分析各階段不同肌肉間對于各參數的影響,顯著性水平α設為0.05。

2 研究結果

受試者步長為(1.91±0.34)m,支撐時間和騰空時間為(0.11±0.01)s和(0.16±0.03)s。

圖1 某受試者髖、膝和踝關節角度和角速度

注肌力矩為正值代表該力矩的功能為伸展髖膝關節(踝關節為背屈);反之,肌力矩為負值代表屈曲髖膝關節(踝關節為跖屈)

圖2 某受試者完整步態中髖關節、膝關節和踝關節肌力矩

Figure 2. The curve of muscular moment of hip,knee and ankle joint during the whole gait for one subject

圖1、圖2的橫坐標為標準化后一個步態周期的百分比。本文將受試者完整步態分為3個時期(支撐期、擺動前期和擺動后期),支撐期和擺動前期臨界點為總時間的17.7%,擺動前期和擺動后期的臨界點為總時間55.1%(大腿豎直擺在重心垂線位置)。其中,角速度為正代表伸展關節(其中踝關節為背屈),為負代表屈曲關節(其中踝關節為跖屈)。

股二頭肌長頭在擺動末期(標準步態80%左右)的長度到達最長,此后,股二頭肌長頭向心收縮直至支撐期結束,到擺動前期(標準步態45%左右)時出現一個拐點,肌肉開始離心收縮,其長度波峰分別出現在擺動末期和著地瞬間,整個步態的長度百分比峰值(113.3%±3.4%)出現在擺動末期(圖3,表1)。股二頭肌長頭在整個步態中維持較高的速率水平,但其在擺動末期和整個支撐期均表現為向心收縮。股二頭肌長頭的肌應力在一個步態周期里出現了多次波峰。在著地瞬間,出現一次沖擊波式的肌力突然增大(a點)。在隨后的整個支撐中期,在較高的水平上波動且出現波峰(b點),直至支撐后期才開始下降,擺動前期一直維持在很低的應力水平。擺動后期先后出現2次應力波峰(c、d點),雖a點和d點的應力值無顯著性差異,但均顯著高于b點和c點(圖3,表1)。支撐期和擺動期下壓階段,股二頭肌長頭一直處于做正功(向心收縮)的高功率值狀態并達到整個步態做正功的功率峰值。在擺動后期離心收縮階段,股二頭肌長頭發力做負功以控制屈髖和伸膝動作。做正功的單位面積功率峰值出現在支撐期的觸地初期,做負功的單位面積功率峰值為(-202.8±19.6)W/cm2(圖3,表1),出現在擺動后期的開始階段。

圖3 某受試者股二頭肌長頭長度、收縮速度、肌應力及單位面積功率

類別abcd長度百分比/%108．3±2．5(d，c)101．2±3．1(d，c)95．8±2．9(a，b，d)113．3±3．4(a，b，c)收縮速率/(cm·s-1)90．8±9．287．7±8．792．1±11．10肌應力值/mPa21．25±3．71(b，c)20．34±2．18(a，c，d)21．76±2．58(a，b，c)22．87±1．91(b，c)單位面積功率值/(W·cm-2)201．9±34．8(b)174．2±33．8(a)-202．7±28．3(b)(做負功)0收縮性質向心收縮向心收縮離心收縮向心收縮所處時期著地瞬間支撐中期擺動后期擺動末期

注a、b、c、d見圖3肌肉應力曲線,數據后括號中的a、b、c、d分別代表數據和該時間點的同質數據差異顯著(P<0.05)

研究結果顯示,3塊肌肉的應力及單位面積功率變化曲線較為相似(圖4)。其中股二頭肌長頭長度峰值、應力峰值、做正功和負功時的單位面積功率峰值均顯著大于半膜肌和半腱肌。在一個完整步態中,股二頭肌長頭所做單位面積負功總量(負功積累)也顯著高于半膜肌和半腱肌(表2)。

圖4 某受試者完整步態股二頭肌長頭、半腱肌、半膜肌長度、應力及單位面積功率

類別股二頭肌長頭半腱肌半膜肌長度峰值/%113．3±3．4?#(2)109．7±3．8(2)110．5±3．7(2)應力峰值/mPa23．17±1．81?#(2)19．89±1．97(2)19．33±1．63(2)做正功單位面積功率峰值/(W·cm-2)208．6±22．3?#(1)181．7±16．2(2)162．2±21．5(1)做負功單位面積功率峰值/(W·cm-2)-202．8±19．6?#(2)-184．7±17．4(2)-90．3±13．3(2)完整步態單位面積負功總量(負功積累)/(J·cm-2)-6．15±1．27?#-3．67±0．58-3．63±0．65

注P<0.05標記為*和#,分別與半腱肌和半膜肌進行比較;(1)(2)分別代表峰值發生在支撐期和擺動后期

3 分析與討論

3.1 擺動期中間階段 關于肌肉拉傷的影響因子,肌肉拉傷的實驗室模仿研究發現,肌肉的拉伸(長度)與肌肉拉傷具有較大的相關關系[28-29]。在大腿后肌所有高負荷(高應力)時刻(圖3應力曲線中的a、b、c、d點),唯有擺動期c點和d點階段時處于離心收縮狀態(圖3)。擺動期中間階段c點時,髖關節正處于持續屈曲且膝關節處于持續伸展狀態(圖1),故大腿后肌被拉伸表現為離心收縮。Proske等[30]對離心收縮后肌肉的機械變化進行了研究,發現肌肉的離心工作是唯一能使肌肉拉傷的收縮形式。

事實上,肌肉長度和離心收縮也并不是肌肉拉傷的唯一風險因子,如緩慢的肌肉牽張練習基本上不可能引起拉傷[31],但即使肌肉的長度變化保持一致,如拉伸速度增加時,卻大大增強了肌肉拉傷的風險[32],故Brooks等[32-33]指出,肌肉應力和拉伸速度的乘積是肌肉拉傷的重要指標。本文通過環節互動學分析發現,在擺動期,影響下肢動作的外力矩主要為慣性力矩[16]。在整個擺動后期,慣性力產生的分力矩使髖關節屈曲,而控制膝關節動作的大腿后肌肌力矩相應使髖關節伸展(圖2)。慣性力對膝關節產生的力矩為屈髖力矩,達到步態標準時刻的60%～65%,慣性力矩繼續產生屈髖力矩,但慣性力對于膝關節產生的屈膝力矩轉換為伸膝力矩,起控制膝關節動作作用的大腿后肌肌力矩則由伸膝力矩快速轉變為屈膝力矩[16]。此時,伸髖屈膝肌大腿后肌快速激活以對抗慣性力矩產生的屈髖伸膝力矩,故應力快速升至(21.76±2.58)mPa(圖3應力曲線c點)。此時,大腿后肌處于快速離心收縮階段,故產生了整個步態中做負功的單位面積功率峰值(股二頭肌長頭做負功的功率峰值分別為(-202.8±19.6)W/cm2、(-184.7±17.4)W/cm2和(-90.3±13.3)W/cm2,(圖3、4,表2)。Anthony等[22]研究展示的股二頭肌長頭收縮速度及功率曲線與本研究結果類似,但作者未對此階段拉傷風險加以討論。大腿后肌在擺動期中間階段高速離心收縮下產生的快速激活而處于單位面積做負功的功率高峰,導致被拉傷的可能性極大。

3.2 擺動末期 Yu等[13]和Wood等[17]研究了快速跑時大腿后肌的長度和速度變化,發現在快速跑的著地后期和擺動末期大腿后肌快速離心收縮,導致其拉傷。研究還發現肌肉長度的峰值也出現在擺動末期,且收縮速度峰值出現的時間也在擺動末期[12-13,17],顯著高于支撐期長度峰值[22]。故以上研究均認為拉傷最可能發生在擺動末期。本文通過下肢肌肉功能模型量化出快速跑時單塊肌肉長度速度變化結果顯示,大腿后肌在擺動末期(標準步態80%左右)和支撐期著地瞬間出現長度波峰,但整個步態的長度峰值出現在擺動末期(圖3,表1),和上述研究結果相似。

本文中大腿后肌在整個步態中一直維持較高的收縮速度,但高速離心收縮階段主要在標準步態的40%～80%的擺動期中間階段,其他時期主要表現為向心收縮(圖3,表1)。此外,Griffiths等[34]建立動物模型,發現肌肉在負荷較小情況下被動拉伸時所儲存的能量主要是被肌腱吸收,肌纖維有時保持等長收縮甚至縮短。Fukunaga等通過對人體運動時腓腸肌的超聲影像分析發現了同樣的結果。在快速跑擺動末期,大腿后肌肌腱能否像機械彈簧一樣吸收和釋放能量而降低肌纖維的拉伸長度從而防止大腿后肌纖維的拉傷？故僅以拉伸長度和收縮速度判斷快速跑時大腿后肌拉傷的時相還具有一定的局限性,還應考量肌肉在被拉長情況下快速離心收縮時的肌肉負荷。有研究采集了快速跑時大腿后肌整個步態的表面肌電圖,發現大腿后肌在整個步態中均表現為較高的活化狀態,擺動末期和著地初期的激活程度遠遠高于其他時期的激活程度[13]。Thelen等[11]通過基于肌電圖的正向動力學仿真出跑臺上快速跑時完整步態的肌肉力量,發現大腿后肌的力量峰值出現在擺動末期,與Anthony等[22]的研究結果類似,均支持大腿后肌拉傷時相為擺動末期。本文量化快速跑時下肢單塊肌肉應力,發現在擺動末期和著地瞬間出現應力波峰(圖3肌肉應力曲線d點和a點)分別為(22.87±1.91)mPa和(21.25±3.71)mPa(兩者無顯著性差異,表1),且顯著高于其他時刻的應力峰值(如b點和c點,圖3)。綜合本文的結果,雖未得出大腿后肌的速度峰值(尤其是離心收縮的速度峰值)出現在擺動末期,但大腿后肌長度和應力的峰值均出現在擺動末期(標準步態80%左右,圖3),且在長度峰值之前的擺動后期,大腿后肌一直處于離心收縮狀態,故本文認為擺動末期存在大腿后肌拉傷的可能性。

3.3 著地初期 也有學者認為,快速跑時大腿后肌拉傷時相主要為支撐期,其中大多數研究基于地面反作用力的逆向動力學方法,量化了快速跑時下肢各關節的肌肉力矩[6,8-10]。結果顯示,著地后支撐腿要抵抗瞬間可達體重數倍之多地面反作用力沖擊,大腿后肌群產生屈膝力矩,此肌力矩從擺動末期持續到支撐初期[6,8-9]。在觸地初期,外力產生伸膝外力矩和屈髖外力矩,雙關節肌大腿后肌被激活產生屈膝力矩和伸髖力矩以抵消這一外力力矩并使髖關節伸展和膝關節持續屈曲,說明觸地初期大腿后肌需抵抗極大的外力矩[10],故認為這是大腿后肌發生拉傷的高風險期。然而,考慮到大腿后肌同時受髖、膝關節的影響,同時還有其他很多冗余肌肉共同穿過髖、膝關節,其單塊肌肉力量與下肢各關節力矩間還不能畫上“等號”。

此外,此研究僅僅分析了支撐期而且對于大腿后肌的收縮性質也未進行探討。Yu等[13]的采集了快速跑完整步態的肌電圖,研究雖發現大腿后肌在著地初期和擺動期一樣處于較高的激活狀態,但此時的收縮性質為向心收縮,不贊同著地初期容易導致大腿后肌拉傷的觀點[13]。本文通過肌肉-骨骼模型優化出來的應力值也得出了類似的結果,大腿后肌在著地瞬間出現了較大波峰(圖3 a點),顯著高于其他時間點的應力值。此外,大腿后肌在著地瞬間已被很大程度地拉伸(達到靜息長度的108.3%±2.5%,圖3長度百分比曲線)。從本研究結合應力和速度的單位面積功率(圖3單位面積功率曲線)看,大腿后肌在著地瞬間快速收縮做正功,達到整個步態做正功的單位面積功率峰值,為(201.9±34.8)W·cm-2(表1)。雖然著地初期大腿后肌在被極大拉伸的情況下快速做功,但其所表現出的向心收縮狀態(做正功,圖3收縮速度曲線)仍使其被拉傷的風險較低。

3.4 大腿后肌各單塊肌肉力學特征 大腿后肌的拉傷多數發生在股二頭肌長頭,通過對170名大腿后肌拉傷運動員的影像進行分析后發現,有近80%的大腿后肌拉傷與股二頭肌長頭有關。本文結果所顯示的大腿后肌群中的各單塊肌肉在完整步態中的長度速度曲線很相似(圖4),股二頭肌長頭長度峰值和離心收縮速度峰值顯著高于半膜肌和半腱肌(圖4和表2),與Thelen等[11]和Yu等[13]的研究基本相同。本文通過量化對快速跑時大腿后肌群各單塊肌肉的應力值后發現,3塊雙關節肌在支撐期和擺動末期均出現了多個應力波峰,其中股二頭肌長頭和半膜肌在擺動中期(標準步態60%～65%)也出現應力波峰(圖4)。無論在支撐期還是擺動期,股二頭肌長頭應力峰值均顯著高于其他2塊肌肉(圖4、表2)。當擺動腿大腿通過重心垂線位置后(擺動后期),半腱肌、股二頭肌長頭和半膜肌先后產生了做負功的單位面積功率峰值(圖4),其中股二頭肌長頭做負功的單位面積功率峰值顯著大于半膜肌和半腱肌(表2)。此外,運動過程中肌肉的負功積累也是拉傷的重要危險因子[11],從一個完整步態中各單塊骨骼肌單位面積所做負功總量看,股二頭肌長頭單位面積所做的負功總量為(-6.15±1.27)W/cm2,顯著大于半腱肌的(-3.67±0.58)W/cm2和半膜肌的(-3.63±0.65)W/cm2,這些數據均提示大腿后肌群的拉傷易發生在股二頭肌長頭。

4 結束語

大腿后肌在快速離心收縮狀態中做負功的功率峰值階段(擺動期中間階段)及大腿后肌長度百分比、速度、應力的峰值幾乎同時出現的階段(擺動末期)是容易導致拉傷的時相。雖然著地初期大腿后肌在被極大拉伸的情況下快速做功而出現做正功單位面積功率的峰值,但其所表現出的向心收縮狀態(做正功,圖3收縮速度曲線)仍使其被拉傷的風險較低;在一個步態周期中,股二頭肌長頭的峰值應力、峰值長度、做負功時單位面積的峰值功率和一個完整步態所做負功積累均不同程度顯著高于大腿后肌群其他肌肉,是大腿后肌群最易拉傷的肌肉。

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The Study on the Injury Phase of Strained Hamstring during Sprint Running Based on Muscle-Skeletal Modeling

ZHONG Yunjian1, LIU Dongmei2, QIU Yi3

Objective: To study the interaction of risk factors for muscle injury, including the strength, length, velocity, power of the hamstrings, so as to explore the biomechanical mechanism of the time phase of hamstrings strain during sprint running. Methods: The data of three-dimensional kinematics and force-plate were collected during the running of subjects, and the lower musculoskeletal model along with the muscle function model were set up, then the static optimization algorithm was programmed so that the biomechanical data of single muscle of the lower limb were quantified. Results: The hamstrings sustained the high stress and were in the high-speed centrifugal contraction state during the middle stage of the swinging phase of the hamstrings, and produced the power peak of per area for negative work during the full gait. The length and stress peak of hamstrings appeared at the ending stage of the swinging phase. Besides, under the condition of maximum extension during the initial touchdown, the hamstrings sustained the high stress and did the high-speed concentric contraction, and meanwhile produced the power peak of per area for positive work. The mechanic index of biceps femoris muscle exceeded other muscles remarkably. Conclusions: The middle and ending stage of swinging phase is the likely strain phase for hamstrings; while the biceps femoris muscle is the likely strained one among the muscles of hamstrings.

muscle-skeletal modeling; midway running; hamstrings; injury phase

2016-07-28；

2016-09-25

鐘運健(1976-),男,江西興國人,南昌大學副教授,博士;Tel.:(0791)83969719,E-mail:zhong7019442@163.com

G804.6

A

1000-5498(2017)01-0043-07

DOI 10.16099/j.sus.2017.01.008