不同落地方向及運動疲勞對側切動作中前交叉韌帶損傷風險的影響

薛博士，楊曉巍，趙建斌，吳 菁，楊 辰，鄭亮亮，周志鵬

前交叉韌帶（ACL）損傷是日?；顒雍腕w育運動中最常見損傷之一，且將近70%為非接觸性損傷［1-2］。ACL 損傷后會導致膝關節前后以及旋轉穩定性下降，將近20%的ACL 損傷會發展為膝關節炎［3］。目前ACL重建術已經成為ACL 損傷治療的主要手段，但手術費用極高，且多數患者由于ACL 重建術后下肢肌力、本體感覺、平衡能力下降仍無法恢復至先前運動水平，同時ACL 再次損傷風險也明顯增加［4-5］。Boden 等［6］和Mccarthy 等［7］研究指出，非接觸性ACL 損傷往往發生在落地支撐、起跳、側切等快速變向類動作中，支撐腿在落地側切的支撐階段往往存在較大的膝外翻角、較小的膝屈角、軀干前傾角等不良動作模式，這些不良的動作模式會導致機體承受更大的地面反作用力（GRF）、膝伸展和外翻力矩、脛骨前向剪切力，從而導致ACL 損傷風險增大。

落地側切變向動作是體育運動中最常用的動作技術之一，尤其在各種球類項目（例如籃球、足球、橄欖球等）中頻繁使用，然而落地側切動作也是導致ACL 發生損傷的高風險動作之一。運動員為更快地擺脫對手或獲取更有利的位置，在執行快速變向動作時軀體會有更大的額狀面和水平面活動幅度，并可增大膝外翻活動及GRF，從而可能增加ACL 所受的負荷及損傷風險［8］。有研究表明，人體在執行側切動作任務時會承受3 倍自體質量的沖擊力，過大的沖擊力產生的瞬間加速度峰值，會通過人體下肢生物力線向上傳導，可能導致ACL 過度負荷，從而增加ACL 損傷的風險［9］。然而，以往研究［8，10-11］中大多采用單一方向的側切變向動作（例如前向落地側切或橫向落地側切）進行研究，但是在實際運動中，運動員往往會因戰術需要等因素而采用不同方向起跳落地進行側切變向，并且根據以往研究［10，12-13］來看，不同的側切角度，會影響側切變向過程中支撐腿支撐階段的動作模式，對ACL損傷風險造成不同程度的影響。例如，有研究指出隨著側切角度的增大，膝關節伸展力矩隨之增加而屈曲力矩則有所降低［10，14］。此外，有研究顯示，與45°側切相比，在執行110°側切動作時機體可能會承受更大的GRF 和膝外翻力矩［15］?？梢?，不同角度落地側切動作的下肢生物力學特征差異可能對ACL 有不同的損傷風險，單一方向上的生物力學分析不利于全面地評估不同動作模式中可能存在的不同潛在風險因素。

與此同時，當機體處于神經肌肉疲勞狀態時，肌肉力量、關節穩定性及動態姿勢控制能力均可能出現不同程度的下降［16-17］，從而可能增大下肢關節和韌帶的損傷風險，表明運動性疲勞也可能對人體的動作模式產生較大的影響。相關研究發現，尤其是女性運動員，在神經肌肉疲勞后往往由于關節穩定性和動態姿勢控制能力的下降而被迫采用較為僵硬的落地動作姿勢著地，引起GRF、膝伸展力矩、膝外翻活動有所增加以及膝關節活動度減小，從而增大ACL損傷風險［18-19］。然而，對于男性在運動疲勞后執行不同角度落地側切動作是否也會改變動作模式及增大ACL 損傷風險尚不明確。譬如有研究發現，疲勞會導致更差的著地策略而增大損傷風險［20］，也有研究發現疲勞不是ACL 損傷風險增大的危險因素［21-23］。

因此，本研究旨在對比男性大學生疲勞前后3 個方向（前向、45°斜向、橫向）落地側切動作的下肢生物力學特征差異，探討運動疲勞對不同落地方向側切動作ACL 損傷風險的影響，以期為識別不同動作技術的ACL 損傷風險及制定損傷預防策略提供理論參考。對此，本研究假設：1）不同落地方向可對側切動作下肢動作模式造成影響，側切變向角度的增大可能導致更大的前交叉韌帶損傷風險；2）運動疲勞會改變男子側切動作過程中下肢生物力學特征，且在不同側切變向中的前交叉韌帶損傷風險也有差異。

1 研究對象與方法

1.1 受試者情況

根據以往研究［24］，參考主要指標膝外翻力矩（η2=0.14，Effect Size f=0.403），使用“G-power”軟件按照80%的統計效能，Ⅰ類誤差設為0.05，計算所需最小樣本量為12 人。因此，招募15 名健康男性大學生［年齡為（25.2±3.1）歲，身高為（1.74±0.03）m，體質量為（67.9±5.9）kg）］作為受試者。所有受試者均為2 年及以上且每周至少運動3 次的球類運動（足球、籃球、排球）愛好者；實驗開始前48 h 內無劇烈運動；近1 年內身體無嚴重損傷史，且近3 個月內無下肢急性損傷；未進行過下肢外科手術。實驗開始之前，所有受試者均已清楚實驗流程，并熟練掌握測試動作，簽署了《知情同意書》。

1.2 實驗方案

受試者統一穿著緊身衣、緊身褲、慢跑鞋，先以2.2 m/s 的速度在跑臺上進行5 min 的熱身跑［17］，再做充分的拉伸運動［10］。熱身之后開始練習疲勞誘導動作和各個方向測試動作直至熟練掌握。最后依次進行疲勞干預前測試、疲勞誘導及疲勞干預后測試。

1.2.1 測試動作

受試者在疲勞前和疲勞后均按照隨機順序完成3個不同落地方向的側切動作，受試者從3 個不同位置的距離地面30 cm 高的跳箱跳落到距離起跳位置70 cm 的測力臺上，要求雙腳同時起跳，以支撐腿（定義為踢腿時習慣支撐身體重心的腿）單腳落地支撐后立即以最快速度分別完成前向、45°斜向、橫向落地側切［9，14］，跑出2～3 步后結束動作任務。在本次測試的15名受試者中，14 名以左腳落地支撐側切，1 名受試者以右腳落地支撐側切。

1.2.2 測試流程

1.2.2.1 疲勞前測試

每名受試者需要按照隨機順序從3 個方向成功完成2 次落地側切動作，每個動作測試之間休息1～2min，通過佩戴polar 表保證心率恢復至靜息心率后再進行下一個測試動作。

1.2.2.2 疲勞誘導

疲勞前測試完成后，要求受試者負重1/3 體質量的杠鈴，并跟隨50 次/min 頻率的電子節拍器進行連續90°屈膝下蹲［25］。通過《polar 表》和《主觀疲勞程度量表》（RPE）對疲勞誘導程度進行監測。疲勞誘導成功的標志為滿足以下3 條判定標準的任意1 條：1）受試者連續2 次蹲起失敗或連續4 次無法跟上節拍器頻率［25］；2）受試者主觀感受很費力［18］（RPE 達到17 級以上）；3）心率超過當下年齡最大心率85%［26］。

1.2.3 疲勞后測試

疲勞誘導成功過后立即進行與疲勞前測試相同的落地側切動作測試，各個方向動作測試之間不休息。為了避免疲勞效果的減退，在每進行下一個動作測試前均讓受試者進行3 次原地盡力縱跳［16］。若測試中途無法滿足疲勞誘導成功的判定標準，則重新進行疲勞誘導，滿足條件后再進行測試。在整個測試過程中，記錄受試者疲勞誘導及每次測試動作完成后即刻心率和RPE。

1.3 數據處理

參考Helen Hayes 模型在受試者身上粘貼19 個紅外反光標志點（第4、5 腰椎棘突中點，左/右髂前上棘；左/右大腿前側，左/ 右股骨外側髁，左/右股骨內側髁，左/右脛骨粗隆，左/右內、外踝，左/右足跟，左/右足尖），通過8 鏡頭紅外動作捕捉系統（Motion Analysis Raptor-4，USA，200 Hz）和1 塊測力臺（Kistler，9287BA，Switzerland，1 000 Hz）同步采集受試者在疲勞前后執行3 個方向落地側切任務時的運動學和動力學參數，每個方向側切動作采集2 次成功數據。所有運動學、動力學數據導入到“Visual3D”軟件，使用截斷頻率為10 Hz 和50 Hz 的Butter-worth 低通濾波分別對標志點三維坐標和GRF 數據進行平滑處理［19，27］，依據標志點坐標建立人體環節三維坐標系，分別采用歐拉角和逆動力學方法獲得髖、膝、踝的三維角度與關節凈力矩［8，28］及基于環節三維坐標系計算的脛骨近端前向（y軸）的合力，即脛骨前向切力［29］。分析的特征時刻包括觸地時刻和向后地面反作用力首峰時刻，觸地時刻定義為支撐腳著地瞬間垂直GRF 大于10 N［30］，向后地面反作用力首峰時刻為前后方向上（向前為“+”；向后為“-”）GRF 出現第一峰值的時刻［31］（如圖2所示），落地緩沖階段被定義為支撐腳觸地時刻至屈膝最大時刻［19］，并計算落地緩沖階段髖、膝、踝矢狀面關節活動度。GRF、關節力矩及脛骨前向切力采用體質量（kg）進行標準化處理，所有指標以均值±標準差（M±SD）的形式表示。

圖2 45°斜向落地側切動作模型及落地支撐階段地面反作用力標準化曲線

1.4 統計學分析

采用雙因素重復測量方差對結果進行統計分析，自變量為疲勞（疲勞前、疲勞后）和側切動作中落地方向（前向、45°斜向、橫向），因變量為下肢各生物力學指標，若疲勞與方向存在交互作用，則采用LSD 法調整的事后檢驗進行后續兩兩比較，若無交互作用則分析其主效應，顯著性水平α＝0.05，所有統計學處理采用“SPSS 26.0”軟件完成。

2 結果

2.1 觸地時刻髖膝踝關節運動學分析結果

雙因素方差分析結果顯示，疲勞狀態與落地方向對觸地時刻髖屈角無交互作用，落地方向主效應顯著，均表現為前向＞45°斜向＞橫向（p＜0.001），見表1。觸地時刻膝屈角、膝外旋角疲勞狀態與落地方向之間存在交互作用，事后檢驗顯示：若不論疲勞，45°斜向和橫向側切膝屈角均顯著小于前向側切（p＜0.001），且僅有疲勞前的橫向側切膝屈角顯著小于45°斜向側切；與疲勞前相比，疲勞后3 個方向落地側切膝關節屈角均降低，但無顯著差異（p＞0.05）；疲勞前的橫向側切膝外旋角顯著大于45°斜向側切（p＜0.05），且疲勞后的橫向側切膝外旋角較疲勞前顯著增加（p＜0.05），見表1。雙因素方差分析結果也顯示，疲勞狀態與落地方向對觸地時刻踝跖屈角、髖外展角無交互作用，落地方向主效應顯著，均表現為前向＜45°斜向＜橫向（p＜0.001），3 個動作在疲勞前后均無顯著性差異（p＞0.05），見表1。觸地時刻髖內旋角、膝外翻角和踝內翻角疲勞前后及動作之間均無顯著性差異（p＞0.05），見表1。

表1 觸地時刻支撐腿的髖、膝關節角度指標統計結果單位：（°）

2.2 向后地面反作用力首峰時刻髖膝關節運動學、動力學分析結果

向后地面反作用力首峰時刻垂直GRF、髖關節內旋角、膝關節外翻角疲勞前后及動作之間均無任何顯著性差異（p＞0.05），見表2。雙因素方差分析結果顯示，疲勞狀態與落地方向對向后地面反作用力首峰時刻髖屈角、膝屈角和髖外展角無交互作用，落地方向主效應顯著，髖屈角和膝屈角前向＞45°斜向＞橫向（p＜0.001），而髖外展角前向＜45°斜向＜橫向（p＜0.001），見表2。膝關節外旋角疲勞狀態與落地方向之間存在交互作用，事后檢驗顯示：與疲勞前相比，疲勞后的橫向側切膝外旋角顯著降低（p＜0.05），前向及45°斜向側切在疲勞前后均無顯著差異（p＞0.05）；疲勞前的前向側切（p＜0.05）和橫向側切（p＜0.05）膝外旋角均顯著大于45°斜向側切，而疲勞后的3 個方向側切之間均無顯著差異（p＞0.05），見表2。雙因素方差分析結果也顯示，疲勞狀態與落地方向對膝關節伸展力矩、外翻力矩和外旋力矩無交互作用，落地方向主效應顯著，45°側切及橫向側切膝伸展和外翻力矩均顯著大于前向側切（p＜0.05），膝外旋力矩僅有45°斜向側切顯著大于前向側切（p＜0.05），但是3 個方向側切疲勞前后均無任何顯著差異（p＞0.05），見表2。

表2 向后地面反作用力首峰時刻支撐腿地面反作用力、關節角度、力矩指標情況單位：（°）

2.3 緩沖階段地面反作用力、脛骨前向剪切力及髖膝踝關節活動度結果

雙因素方差分析結果顯示，疲勞狀態與落地方向對落地緩沖階段最大地面垂直反作用力和向后地面反作用力首峰時刻脛骨前向剪切力無交互作用，落地方向主效應顯著，前向、45°斜向、橫向側切最大地面垂直反作用力逐漸增大，且橫向側切顯著大于前向側切（p＜0.05），如圖3 所示；45°斜向（p＜0.05）及橫向（p＜0.05）側切脛骨前向切力均顯著大于前向側切，而疲勞前后均無顯著差異（p＞0.05），如圖4 所示。雙因素方差分析結果也顯示，疲勞狀態與落地方向對緩沖階段髖、膝關節屈曲活動度有交互作用：3 個方向側切髖屈活動度疲勞后較疲勞前均顯著減?。╬＜0.05），無論疲勞前或疲勞后，橫向側切髖屈曲活動度均顯著大于45°方向側切（p＜0.05），如圖5 所示；無論疲勞前或疲勞后，45°斜向與橫向側切膝屈活動度都顯著大于前向側切（p＜0.001），且疲勞后均有減小的趨勢，但是僅有橫向側切顯著降低（p＜0.05），如圖5 所示；疲勞狀態與落地方向對緩沖階段踝跖屈角無交互作用，落地方向主效應顯著，且前向＜45°斜向＜橫向（p＜0.05），雖然3 個方向側切踝跖屈角疲勞后有所降低，但無顯著差異（p＞0.05），如圖5 所示。

圖3 3 個方向落地側切動作緩沖階段支撐腿最大垂直地面反作用力

圖4 3 個方向落地側切動作向后地面反作用力首峰時刻支撐腿脛骨前向切力

圖5 3 個方向落地側切動作緩沖階段支撐腿髖、膝、踝關節活動度

3 討論

在本研究的疲勞誘導和疲勞后測試過程中，受試者心率均達到預期最大心率的85%以上，主觀疲勞程度也均達到17 級以上。以往研究普遍認為，在短時的疲勞誘導過程中，心率超過最大心率的85%或RPE達到17 級以上時，中樞神經和外周肌肉則會處于疲勞狀態［18，26］。因此，本研究認為測試中所有受試者均成功完成疲勞誘導。

3.1 不同落地角度對側切動作前交叉韌帶損傷風險的影響

本研究結果顯示，在觸地時刻和向后地面反作用力首峰時刻3 個方向落地側切動作中髖關節、膝關節屈曲角前向＞45°斜向＞橫向，且兩時刻的膝關節屈曲角均小于30°。以往研究認為，以較小的髖、膝關節屈曲角完成著地減速制動時，伸髖屈膝肌群的耗散功能被弱化，導致膝關節承受更大的載荷，從而增加ACL損傷的風險［32-33］。在側切落地減速階段，較小的軀干前傾角和髖關節屈曲角在降低臀大、臀中、臀小肌及腘繩肌的激活水平的同時，提高了股四頭肌的激活水平，這種激活模式的改變不僅增大了脛骨的前向切力，也削弱了伸髖肌群對關節載荷及GRF 的吸收緩沖作用，最終導致ACL 損傷風險增大［34］。而在著地的早期階段，較小的膝關節屈曲角（＜30°）會限制腘繩肌的激活水平，導致脛骨前向位移增大，使得ACL 受到的張力明顯增大［35-37］。此外，Gerritsen 等發現著地早期的膝關節屈曲角度與GRF 呈負相關——膝屈角每減小1°，GRF 大約增加68 N［38］。而較大的膝關節屈曲角能更充分地激活股后肌群，使機體在運動中能更有效地對抗股四頭肌對脛骨的前向剪切力，有利于維持脛骨矢狀面的穩定性，進而降低ACL 損傷風險［39-41］。同時，相關研究認為如果在觸地制動早期階段增大髖、膝關節屈曲角度，則有助于機體在落地支撐階段充分吸收能量和減少ACL 所受負荷［39，41］。在本研究中，3 個方向落地側切動作中，觸地時刻膝屈角均小于30°，說明3個動作均具有一定ACL 損傷風險［39］，而觸地時刻髖、膝關節屈曲角前向＜45°斜向＜橫向，又說明前向、45°斜向、橫向落地側切動作ACL 損傷風險依次增加。

如前所述，在執行側切任務時，人體在觸地階段將承受自體重量3 倍的沖擊力，這些沖擊力沿下肢骨骼肌肉向上傳導，使下肢關節韌帶過度負荷，從而會增大損傷風險［9，42］。為了降低地面沖擊對關節的過度載荷，人體會通過髖、膝、踝關節的屈伸對其進行緩沖吸收，在側切動作中，將近2/3 的沖擊力在膝、踝關節處被耗散［28，43］。有研究發現，隨著側切角度的增加，減速制動和重新定向的難度會有所增大，膝關節負荷亦隨之增大［44］。本研究中的前向、45°斜向、橫向落地側切由于落地變向角度依次增大（45°、90°、135°），而3 個方向側切動作向后地面反作用力首峰時刻垂直GRF和最大地面垂直反作用力也均有增大趨勢，且脛骨剪切力也依次增大，這與先前研究［15，45］結果一致。值得注意的是，前向、45°斜向、橫向側切觸地時刻踝關節跖屈角度依次增大，與Havens［10］在比較45°與90°平地跑側切時的發現極為相似——在觸地時刻，90°側切比45°側切表現出更大的踝關節跖屈角度。分析其原因可能與觸地時刻髖、膝關節屈曲角度變化有關，隨著側切角度的增大，觸地時刻髖、膝關節屈曲角度減小，髖、膝關節對能量的吸收作用降低，機體為了更好地緩沖地面沖擊和降低膝關節載荷，而采用增大觸地時刻的踝跖屈角的方式，將緩解地面沖擊的重心由膝關節轉移至踝關節，但是結合脛骨前向剪切力和GRF依次增大來看，說明通過增大踝跖屈角度產生的緩沖作用還不足以減輕髖、膝關節角度減小產生的危害。綜上所述，前向、45°斜向、橫向落地側切動作ACL 損傷風險仍然依次增加。

相關研究表明，側切動作的觸地早期階段是ACL損傷的高發階段［46-47］，Krosshaug 等認為落地后50 ms內易發生損傷，向后地面反作用力首次峰值也出現在此階段，此時可能出現膝關節伸展力矩峰值［48］。又有研究表明，在支撐階段較大的膝伸展、外翻力矩和較小的膝屈曲角等會增加ACL 應力，尤其是當膝關節角度小于30°時，較大的膝外展角和外展力矩會顯著增大ACL 的負荷［49］。Chaudhari 等在研究中提出，落地時膝關節額狀面角度由0°增加到10°時，ACL 損傷的閾值會由垂直GRF 的5.1 倍體重下降至2.2 倍［50］。此外，當膝關節外展角度為5°時，ACL 受到的牽拉負荷將增大6 倍［51］，而當外翻角度增加到8°時，就可能導致ACL 韌帶損傷［52］。但Lohmander 等卻發現，單獨膝關節額狀面上的角度不會增大ACL 損傷風險，只有在具有較大膝伸展力矩的同時具有較大的膝外展角才會明顯增加ACL 負荷，從而增大其損傷風險［53］。本研究結果顯示，前向、45°斜向和橫向側切動作，向后地面反作用力首峰時刻膝關節伸展力矩和膝外翻力矩均依次增大，說明隨著側切角度的增大，ACL 損傷的風險也隨之越大。因此，以上結果部分驗證了本研究的第1 個假設。

3.2 運動疲勞對落地側切動作前交叉韌帶損傷風險的影響

有研究者認為，落地變向側切相較于平地跑側切，可能會通過增大膝、踝關節活動度增大對地面沖擊力的緩沖［32］，但是當機體處于運動疲勞狀態時，神經肌肉控制能力下降［54］，人體往往會采用較為僵硬的動作模式著地，導致關節周圍肌肉韌帶被動地吸收過多的能量，從而使關節韌帶的損傷風險增加［55-56］。Mornieux 等發現，隨著側切角度的增大，膝關節將承受更大的載荷，ACL 損傷風險會增大［44］。本研究中的45°斜向和橫向側切動作，落地緩沖階段的膝關節屈曲幅度和踝關節跖屈幅度都顯著大于前向側切，并且3 個方向側切依次呈增大趨勢，這可能是人體在執行高風險動作時的一種自我保護策略。但對比疲勞前后，除前向側切膝關節屈曲幅度外，3 個方向落地側切動作髖、膝、踝關節活動幅度在疲勞后均出現減小趨勢，且3 個方向側切髖關節屈曲幅度和橫向側切膝關節屈曲幅度均顯著小于疲勞前，說明疲勞后采用了更為僵硬的動作模式。而本研究中的疲勞后3 個方向落地側切膝關節外翻力矩均有所增大，說明與疲勞前相比，疲勞后可能具有更大的ACL 損傷風險。此外，值得注意的是，3 個方向側切中的橫向側切髖屈活動度在疲勞后減小幅度最大，并且只有橫向側切膝屈活動度疲勞后顯著減小。造成這一結果的原因可能是，本研究使用的連續負重深蹲疲勞誘導方案對橫向落地側切產生了特異性影響。首先，在下蹲過程中隨著屈膝、屈髖角度的增大，伸髖、伸膝肌群被拉長，會產生更大的收縮力［57-58］。但伸膝、伸髖肌群的高強度離心收縮，引起了該2 組肌群的疲勞，使其離心收縮能力下降，導致支撐腿在側切落地緩沖階段屈膝屈髖活動范圍減小。其次，橫向落地側切相較于前向、45°斜向側切需要先進行橫向的移動，落地后身體存在更大的冠狀面上的不穩定，機體可能需要更多冠狀面上的肌肉活動去維持穩定，而矢狀面上的控制能力減弱。上述2 方面原因使得橫向落地側切髖屈活動范圍降低幅度最大以及膝屈活動范圍顯著減小。這可能說明疲勞在更大角度的落地側切中產生的影響更明顯。由此認為，疲勞在大角度側切中對ACL 損傷風險的影響可能更加明顯。因此，以上結果部分驗證了本研究的第2 個假設。

本研究也具有一定局限性。首先，受試者為普通男性大學生，因此，得出的結論對不同運動水平、不同訓練年限以及不同專項的運動員缺乏一定的普適性。其次，本研究僅從運動學和動力學特征方面進行分析，缺少肌肉表面肌電數據的收集，未能對肌肉激活特征和協調作用在ACL 損傷中的影響進行探討。此外，本研究未對以不同著地方式、側切速度完成側切動作時的生物力學特征進行比較，后續可以開展不同著地方式或側切速度對側切動作中ACL 損傷風險的影響。

4 結論

前向、45°斜向、橫向落地側切隨著側切變向角度的增大，在落地側切動作中出現落地支撐階段髖、膝關節屈曲角減小，以及膝伸展、外翻力矩增加等動作模式的改變，存在的前交叉韌帶損傷風險可能依次增加。運動疲勞主要通過減小下肢關節活動度、增大膝外翻力矩等改變男性受試者側切動作過程中的生物力學特征，可能增大了前交叉韌帶損傷風險，并且這種影響在大角度側切變向動作中更加明顯。