運動技術的生物力學原理精選(九篇)
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第1篇：運動技術的生物力學原理范文
關鍵詞：乒乓球；運動生物力學；研究方法；研究領域
中圖分類號：G804.6文獻標識碼：B文章編號：1007-3612(2007)10-1381-03
隨著現代科技水平的不斷提高，運動生物力學研究手段與方法也不斷地更新，研究內容和層次不斷深入、系統，運動生物力學的研究方法在許多運動項目中有了廣泛的應用，對于認識運動項目技術的規律和提高運動技術水平，起到了重要的作用。
對于運動生物力學的原理和方法在乒乓球運動項目中的應用，國內外已進行了許多研究，但已有的研究不夠系統和深入，所用的運動生物力學研究方法比較單一，乒乓球專項化的運動生物力學儀器很少，對于乒乓球與球臺或球拍碰撞的原理、乒乓球飛行的運動狀態、乒乓球動作技術原理等有些方面揭示得還不夠全面或尚未揭示，對于運動器材、服裝的研究很少。
近年來，國際乒聯對乒乓球競賽規則的三大改革，以及現代世界乒乓球技術的迅猛發展，都要求我們要借助于科技的力量和手段，更加全面地、深刻地認識乒乓球運動的規律，不斷地更新觀念，技術上不斷創新進步，訓練方法上要更加科學合理，以促進乒乓球運動的發展。本文根據乒乓球運動專項運動生物力學研究的現狀、運動生物力學學科發展趨勢、以及乒乓球運動發展的實際需求，對運動生物力學在乒乓球運動中應用的研究領域和研究方法的發展趨勢進行展望，以期對乒乓球運動規律有更加深刻而全面的認識，為運動生物力學如何更好地結合乒乓球專項特點為乒乓球運動實踐服務提供借鑒。
1運動生物力學在乒乓球運動中應用的研究領域的展望
從運動生物力學角度來看，乒乓球運動是通過乒乓球和球拍位置的變化（平動和轉動）與運動員機體的活動相結合的一項運動。運動員的擊球動作使球拍和球碰撞后，擊出的球以一定的動量、動量矩落到對方臺面，與臺面發生碰撞，反彈后再與對方的球拍相碰撞。歸納起來，乒乓球項目中的運動包括：運動員的運動（動作技術）、乒乓球在空中的運動（速度、旋轉、弧線）、乒乓球的碰撞運動（乒乓球與球臺或球拍碰撞）。對乒乓球這三個方面的運動生物力學研究分析需要一定的設備儀器與方法。與乒乓球運動相關聯的還有球、球臺、球拍等器材以及運動員的服裝。
以往對乒乓球運動的運動生物力學研究在上述方面已進行過一定的研究，但對于乒乓球與球臺或球拍碰撞的原理、乒乓球飛行的運動狀態、乒乓球動作技術原理等有些方面尚未揭示，或揭示得還不夠全面，對于運動器材、服裝的研究很少。根據運動生物力學和乒乓球運動的發展趨勢，運動生物力學在乒乓球運動中應用的研究領域，可以預計運動技術研究仍將會占較大比例，同時，在全民健身、運動醫學、康復醫學、運動器材、服裝及實驗儀器設備等方面也會開展研制。具體可以開展以下幾個方面的研究：
1） 動作技術診斷；
2） 乒乓球與球拍碰撞、與球臺碰撞的研究；
3） 對乒乓球拍運動的研究；
4） 乒乓球拍、乒乓球運動鞋的研制與優化；
5） 乒乓球運動員肌肉、骨骼力學特性的研究；
6） 乒乓球專項測試儀器的開發；
7） 乒乓球運動員損傷機理和預防的研究。
2運動生物力學研究方法在乒乓球運動中的應用與展望
按研究方法劃分，運動生物力學應用在乒乓球運動中的研究大體可分為兩類: 一是力學理論研究方法，二是實驗研究方法。兩者應當緊密結合，才能使運動生物力學更好地在運動實踐中應用。
2.1運動生物力學的力學理論研究方法在乒乓球運動項目中的應用與展望該研究方法因為是通過模擬手段對人體運動仿真，一般包括5個步驟：1) 確定運動恃征，建立目標函數；2) 選擇模型確定剛體的自由度；3) 建立動力學模型（拉氏方法、Kane方法、雅各賓法等）；4) 實測已知數據并求解；5) 根據求解結果解釋運動規律，這一步驟是將求得的數學規律化為體育運動語言對運動技術進行合理的指導。
縱觀運動生物力學在乒乓球運動中應用的現狀，可以看到，以往用的最多的是運用力學原理對一些現象進行解釋。而利用力學理論研究的方法卻很少。根據此研究方法，可以對乒乓球中許多問題進行研究。
如對于乒乓球運動員的傷病的研究，至今還沒有在擊球過程中對腕、肘、肩關節、頸椎、腰椎等的關節力和力矩的定量分析，而對其認識有助于對乒乓球運動員運動損傷的認識和預防。可以利用力學理論研究的方法對關節力和力矩進行推算。以計算上肢各關節的關節力和力矩為例。首先確定乒乓球運動員擊球過程中上肢的運動特征。二、建立上肢模型，整個上肢可分為上臂、前臂和手（包括器械）三個部分，根據上肢實際的生理結構和以往生物力學建模的經驗，可將人體上肢簡化為3剛體7自由度的物理模型。三、運用多剛體系統動力學理論中的Kane方法，建立系統運動學和動力學方程，四、通過攝像的方法獲取上肢的運動學參數以及鄭秀媛公布的人體環節參數，求出腕、肘、肩關節的關節力和力矩。五、根據關節力和力矩對乒乓球運動員的傷病進行認識。
2.2運動生物力學的實驗研究方法在乒乓球運動中的應用和展望運動生物力的實驗研究方法在乒乓球運動項目中應用現狀是，動力學研究幾乎沒有，運動學測試也不多，所運用到的生物力學儀器很少。所以實驗研究方法在乒乓球運動項目中有極大的發展空間。
2.2.1常用的生物力學儀器將在乒乓球項目中的廣泛應用許多已經在其他專項中運用較為廣泛的生物力學儀器在乒乓球運動項目中尚未廣泛使用。比如，三維測力臺，肌電儀，足底壓力鞋墊。
三維測力臺可以反映地面對人體的反作用力。運動員擊球的力最終是通過人體蹬地面，同時地面給人體的反作用力而實現的。而對乒乓球運動員地面反作用力的動力學特征的描述至今尚無。
通過在運動員的鞋子里放上壓力鞋墊，可以得出在移動過程中，腳底壓力的分布圖，可以為乒乓球運動員鞋子的設計提供參數。
通過肌電儀可對完成某動作所參與的肌肉活動的強度和時間進行描述，確定主要的參與肌群。用在乒乓球運動員身上，就可以很清楚的知道完成某動作的肌肉用力順序是什么，哪些是主動肌，哪些是被動肌，可為力量訓練提供參考。
2.2.2開發乒乓球專項化、反饋快速化的運動技術測試儀器這是運動生物力學測試儀器的發展趨勢，至今為止，在乒乓球界中尚無有此類測試儀器的研發成功。近年來其他運動項目共用運動學、動力學及生物學指標，測試儀器的質量、功能、效率不斷提高，同時，某些運動項目專用的測試儀器不斷出現。例如，體操項目單杠、雙杠、高低杠、跳馬、吊環的測力系統、賽艇多參數遙測分析系統、起跑蹬力測試系統、蹬冰力測試系統、游泳出發測力系統等。
其他專項的研究可為乒乓球專項化的測試儀器提供借鑒，比如考慮是否可以在乒乓球拍上安裝加速度傳感儀。隨著科學技術的迅速發展，加速度傳感器體積和質量都可以做到非常小，精度可以達到很高，此儀器可以實時監控球拍三個方向上的速度、加速度和角速度，并可據此推算球拍的受力情況，以及擊打乒乓球后，球體獲得的初速度。而對乒乓球拍的運動情況的所做的研究非常之少。
如果這些設想可以實現的話，將豐富乒乓球理論知識，對乒乓球運動的實踐將會有快捷的幫助。
2.2.3多機同步測試的研究多機同步測試研究是運動生物力學研究的發展趨勢。人體運動十分復雜，因此，多機同步測試方法對各項運動技術研究十分重要。由于多機同步測試研究需要的儀器多、經費多、時間長、技術人員多，而且多數動力學指標和生物學指標的測試在正式大賽中很難進行，所以，多機同步研究的報道較少。隨著科學技術的進步和對運動技術研究的深入，多機同步測試研究將會得到較快發展。
對于乒乓球這項精密的運動，以往的研究多是從一維的視角來進行的，對乒乓球運動的生物力學的研究應朝著多維的研究視角發展。比如，將攝像系統和測力臺系統同步的測試方法，綜合運動學和動力學的數據對乒乓球運動進行更加深入、全面的認識。
2.2.4生物反饋技術將在乒乓球運動技術訓練中應用運動生物力學測試中提供給運動員、教練員的技術動作的速度、幅度、方向、力量等指標數據，運動員在訓練中很難掌握，如將測試的數據轉換成聲、光信號直接提示給運動員，表示其當前的動作是否達到了要求或某個范圍，運動員接收到聲、光信號后，便馬上做出反應，調整動作的幅度、強度、速度等就容易得多。這方面研究在其他專項中已經取得了一定進展，例如北京體育大學金季春教授指導其博士生閆松華所研制的用于短跑訓練的“測試鞋”，對每一步的著地時間和騰空時間進行實時監控，正朝著生物反饋的方向發展。
生物反饋技術在乒乓球運動技術訓練中的應用也是乒乓球運動項目生物力學發展的趨勢。
2.3將力學理論研究方法和實驗研究方法緊密結合是運動生物力學在乒乓球運動中應用的研究方法的發展趨勢力學理論研究方法的基礎是經典力學理論，并應用它解釋分析生物體運動及探索其運動規律。力學理論研究方法優點是能使研究工作更加嚴謹和深人，但由于模擬研究目標和對運動數學化描述的困難，這類研究難度很大，且研究結果與運動實踐尚有一定的距離。所以力學理論研究方法必須輔之實驗和經驗，才能使它在實際應用方面的作用得以發揮，力學理論方法與實驗測試方法兩者應當緊密結合。前者提供了運動普遍規律，對分析有理論指導意義，后者是理論研究與實際應用的橋梁，能使研究更好地為運動實際服務。實驗研究方法，通過各種實驗手段，測試記錄體育運動過程，并以此作為依據，結合經驗，對運動技術進行分析對比，從而提出改進技術的意見和建議。這種研究方式是以具體運動員的具體動作作為研究對象。
實驗通常用高速攝影、錄像、測力臺測得運動學和外力參數，用肌電測試儀測得人體內力參數，然后通過數據處理和分析，來診斷運動技術的優劣及動作的合理性。這種方法以實驗手段為主，與運動實踐聯系緊密，能對運動員的技術訓練直接施加影響。但由于該方法研究和實驗的對象是具有個體特征的人，不可避免地造成對共性的運動規律研究的困難，從而使研究結論難以達到理論升華。因此實驗方法必須和力學理論研究共同發展、相輔相成，才能使運動生物力學學科漸趨深入完善。
用理論力學理論研究方法和實驗研究的方法對乒乓球運動進行運動生物力學的研究，將提供認識乒乓球運動規律的多維視角，會對乒乓球運動規律有更加深刻而全面的認識，進而可使運動生物力學更好地為乒乓球實踐服務。是運動生物力學在乒乓球運動中應用的發展趨勢。
3總結
根據乒乓球運動專項運動生物力學研究的現狀、運動生物力學學科發展趨勢、以及乒乓球運動發展的實際需求，運用多種運動生物力學的理論力學和實驗研究相結合的方法，對乒乓球運動中的多個領域進行分析和研究，是運動生物力學在乒乓球運動項目中的研究發展趨勢。
參考文獻：
［1］ 國家體育總局《乒乓長盛考》研究課題組.乒乓長盛的訓練學探索［M］.北京：北京體育出版社：2002.
［2］ 劉卉.上肢鞭打動作技術原理的生物力學研究［D］.北京體育院大學博士論文，2002.
［3］ 王向東，劉學貞，等.運動生物力學方法學研究現狀及發展趨勢［J］.中國體育科技，2003 (2)：15-18.
［4］ 忻鼎亮.運動生物力學的力學理論研究方法［J］.體育科學.1994（4）：37-40.
第2篇：運動技術的生物力學原理范文
【關鍵詞】乒乓球；運動學；發展；高速攝影
一、前言
隨著現代科技的發展，運動生物力學研究方法越來越多的應用在了競技體育上。它研究人體的各類動作技術，幫助建立動作技術的原理及模型，以助于指導教學與訓練。而運動學作為運動生物力學的主要組成部分，則廣泛的使用在了乒乓球技術動作的研究當中。
二、乒乓球技術動作的運動學研究發展現狀
吳煥群（1981）采用比較連續照片的方法，即人手工對連續相片上的關節點進行標記，再將同一關節點的軌跡用曲線描述出來的方法，較詳細地對郭躍華的弧圈球技術進行了全面的剖析，雖然運動學的特征量未給出，精確度不高，但這個研究應該是開創了運動生物力學方法在乒乓球運動研究中的先河。
許紹發等[1] （1987）用兩臺EPL高速攝影機以100格/s同頻同步對北京隊1名運動員的直拍反面、直拍正面擊球的技術動作（關節運動幅度、球拍傾角及最大球速）進行了拍攝，得出直拍反面擊球技術的可行性。
這項實驗結果為當時極具爭議性的話題“是否應該推廣直拍反面進攻”做出了明確量化的論證，為“直拍橫打”的普及與發展做出了重要貢獻。
西安體育學院董樹英[2] （1988）等采用加速度傳感器、高速攝影的方法，調查了四個省市發球較好的運動員，通過獲取高低拋發球的揮拍加速度、揮拍動作各時相的時值，定量比較得出高低拋發球的差異。
這是運動生物力學技術第一次使用在發球動作技術的研究上，為高拋球技術的推廣以及數十年的“長春”打下了堅實理論基礎。
張輝[3] （1995）采用三維高速錄像分析法，第一次對四名優秀直拍快攻運動員的創新技術“直拍反面拉弧圈球”進行了運動學分析。
其中值得注意的是，實驗中的4名運動員均為健將級，其動作具有極大的學習價值。但4名運動員在反面拉過程中，各環節（肩、肘、腕、拍）達最大速度的時間順序卻有3種方式，并不符合鞭打動作中關節發力順序的要求。
柳天揚[4][5] （1995）對劉國梁、孔令輝等正手近臺攻打前沖弧圈球技術的運動學特征進行了分析與研究。第一次較完整地闡述了優秀乒乓球選手正手近臺攻打前沖弧圈球技術的生物力學特點與規律。結果發現正手近臺反沖前沖弧圈球技術相對于純粹的前沖弧圈球技術本身（從下旋到前沖） 具有絕對的速度優勢。
這一測量結果為攻打前沖弧圈球的技術動作進行了理論上的肯定。
陳潔等（2001） [6]對10名體校運動員的直拍四面攻技術的擊球速度、旋轉、力量作了實驗研究，并對其主要技術在比賽中的運用情況進行了統計和分析，以了解直拍四面攻技術的可行性及其特點。研究表明： 直拍四面攻可以用正手正、反面和反手正、反面的四個擊球進攻，各個面都具有各自不同的功能和作用，擊球速度、旋轉、力量以及主要技術在比賽綜合運用上沒有技術死角。
但不足的是，由于沒有相關的動力儀器設備測試，文章中所得正面、反面攻球力量大小是以飛行距離的長短比較進行的。嚴格來說，只有保證在球出手角度一致的情況下，才能做出準確的判斷。
黃誠 [7] （2004）采用MotionAnalysis系統對兩名上海體院運動員的直拍橫打和橫拍反手回擊弧圈球兩種技術動作進行了拍攝。結果顯示：直拍橫打和橫拍反手位回擊弧圈相比，直拍橫打技術各階段的揮拍速率都比橫拍的小，遠臺時比較明顯，近臺相差不大，直拍橫打技術比較適合在近臺、時回擊弧圈球。但為什么直拍橫打速率較小，文章并沒有進行深入的研究。
徐大鵬[8] （2005）在其《乒乓球直拍橫打四項技術上肢動作原理的運動學比較研究》一文中，通過對六名參加遼寧省冬訓的優秀直拍運動員進行的三維攝影解析及其數據分析得出結論：直拍橫打技術符合人體關節活動順序性原理，符合人體鞭打動作的要求。
孟杰[9] （2005）采用三維錄像分析方法，比較了在比賽場上兩名優秀運動的直拍橫打拉弧圈技術與橫拍反手弧圈技術的異同，并首次對技術動作的完成質量制定了運動學標準。
肖丹丹[10] （2006）《乒乓球正手快攻、弧圈球技術的生物力學研究及步法墊測試系統的研制與實驗》應用瑞典產QUALISYS-MCU500紅外遠射測試系統（6個鏡頭）對乒乓球運動員正手快攻、弧圈球技術進行測試。
文章的創新點在于，首次將運動學和動作力學兩種研究方法結合，對乒乓球技術動作的運動學特征、動力學特征進行了更加全面的測量。同時，自主研發的步法墊測試系統作為專門針對乒乓球的實驗儀器，將乒乓球技術動作的運動學研究發展推進一步。
向祖兵[11] （2009）運用ARIEL/APAS三維圖像解析系統對我國優秀乒乓球運動員余世欽、朱文濤的反手臺內側擰技術動作進行了三維立體拍攝和解析獲得了技術動作過程相關運動學參數。
臺內側擰作為新出現的技術，自然引起了研究者的注意。這篇文章是首次將側擰技術的運動學參數測量出來。
徐括[12] （2010）運用紅外光點采集系統對王浩、馬琳直拍橫打中的拉下旋技術動作進行了拍攝和解析。
紅外光點采集系統是迄今最先進的人體運動捕獲系統，它具有自動識別標志功能，能快速、準確的捕獲人體關節點的運動軌跡。
崔先友（2013） [13]運用兩臺高速攝像機同時對削球運動員正手削弧圈球技術和正手前沖弧圈球技術動作進行錄制，采用愛里爾運動圖像解析系統進行后期的解析與制作，分析比較發現正手削高吊和前沖弧圈球技術的異同。這篇文章首次涉及了向下揮拍的技術動作。
三、小結
從使用的儀器來看，從最初始的普通照相機，到普通精度的攝影機，再發展到如今的高精度的高速攝像測量系統。測試手段也從二維錄像轉入三維錄像，圖像解析手段也由人工逐點逐幀解析的方法發展至更準確快速的圖像自動識別（如：紅外遠射測試系統）。從研究的內容來看，主要集中在當時新出現的技術上，如：直拍橫打技術、弧圈技術、側擰技術等。
新技術的出現帶來的往往是新舊觀念的沖突，此時迫切需要一個科學可靠的數據來進行可行性論證及優劣性的比較論證。運動學測試方法從定量的角度出發，以數據取代經驗，為乒乓球新技術的發展研究做出了重要貢獻。
【參考文獻】
[1]許紹發，吳煥群.直拍反面進攻技術的可行性研究[J].體育科學，1987（2）.
[2]董樹英.乒乓球高低拋發球揮拍加速度的測定與生物力學分析_定量分析高低拋發球差異[J].西安體育學院院報，1988（1）.
[3]張輝.對我國部分男子優秀乒乓球直拍運動員反面拉弧圈球技術的研究[D].北京體育大學，1995.
[4]柳天楊.劉國梁正手近臺攻打前沖弧圈球技術的運動學特征分析與研究[J].廣州體育學院學報，2002（3）.
[5]柳天楊，王新，王家正.孔令輝正手近臺反沖前沖弧圈球技術的運動學分析[J].體育學刊，2003（2）.
[6]陳潔.直拍四面攻打法的可行及其技術特點的研究[J].北京體育大學學報，2001（2）.
[7]黃誠.乒乓球直拍橫打攻弧圈球技術動作的運動學參數研究[J].運動訓練專題研究，2004
[8]徐大鵬.乒乓球直拍橫打四項技術上肢動作原理的運動學比較研究[D].沈陽體育學院，2005.
[9]孟杰.乒乓球比賽中王皓與唐鵬的正反手弧圈球技術技術動作的生物力學分析[D].北京體育大學，2005.
[10]肖丹丹.乒乓球正手快攻、弧圈球技術的生物力學研究及步法墊測試系統的研制與實驗[D].北京體育大學，2006.
第3篇：運動技術的生物力學原理范文
摘 要：以運動和力學的緊密關系為依據，闡述運動生物力學與體育教學原理交融滲透、密不可分。以散打教學為切入點，對散打教學中運用生物力學知識的重要性，運動生物力學知識在散打教學中的應用做了淺析，得出在散打教學中傳授生物力學知識，有助于教師選擇正確的方法和手段，使教學合理、科學，提高教學質量目的，促進教師自身理論水平的提高。目的是為體育教學的改革的進一步深化提供參考。
關鍵詞：生物力學 運動 散打 教學
散打是一種以腿法為主的武技，實戰中步法的靈活運用對保證充發揮腿的威力，取得實戰的勝利具有極其重要的意義。但在教學中由于教師忽視人體組織結構的解剖與生理特點，導致教學效果不明顯，甚至學生運動性損傷等情況比比皆是。運動生物力學應用于散打教學，不僅有利于對動作的理解和分析，而且可以對動作技術推陳出新。在跆拳教學中，如何運用運動生物力學知識指導教學，這是我們散打教師和教練探討的熱點。
一、散打教學中運用生物力學知識的重要性
體育教學在向學生傳授運動技術的同時，必須首先講解運動技術的物力學特性，教會學生掌握合乎力學原理的技術動作，在掌握合理技術基礎上，盡量使每個學生按照其自身特點去改進技術動作。在力的作用，人體和由人所帶動的運動器械的運動狀態要發生數值和方向上變化，要揭示運動發生的原因和變化的情況，就必須研究運動的動力學特征。力學的基本任務是研究物體的運動和物體受力的關系。散打教學中，任何技術動作都是在人體自身的外力與內力的整體作用下完成的，運動物力學是體育教學存在和發展的最重要的理論依據之一，體育教學與動生物力學原理交融滲透、密不可分。作為一名合格的體育教師，必須運動生理學、技能學、生物力學等基礎知識都有所了解。而在這些基礎性學科中，生物力學將使體育教師對人體運動的原理、影響人體運動的內力外力作用，以及使物體產生運動的原因等有更好的理解，可幫助體育教識別技術。更為重要的是體育教師在教學中結合運動技術講授運動生力學知識，學生容易理解和掌握，克服了在教學中局限于對技術運動外的描述，能夠有效分析技術動作的優劣。
二、運動生物力學知識在散打教學中的應用
（一）身體平衡的破壞
在散打搏擊項群中并非始終要求提高身體穩度保持平衡狀態，有時反而需要快速破壞自身或對方身體的平衡。
1.主動進攻與防守。散打運動中攻防交替變換頻繁。然而無論進攻是防守都應體現一個“快”字，即身體或肢體要快速啟動。要達到這一目的，運動員必須在有利于自己啟動的方向上有意識的減小自身的穩度，以快速破壞平衡而提高啟動速度。例如，某運動員在連續進攻中，前一進攻動作完成后如何為后一進攻動作奠定基礎，使之便于身體動作加速，為肌肉正常工作創造條件就顯得十分重要。防守中也是如此，既要考慮自身的穩度，又要注意為反擊創造條件。如果防守時過分增大穩度是不利反擊的。一般情況下主動降低自身的穩度，破壞其平衡的方法有：在提身體重心的同時將重心投影點移至支撐面的邊緣處，或者改變步態減小
支撐面積，或者改變身體的姿勢等，已達到降低身體在運動方向的穩定度的目的。
2.破壞對方的平衡。從力學角度看，雙方在技術上的對抗實際上是雙方在某一方向的穩定程度對抗。只要一方在某一方向的穩度明顯大于對方的穩度，在一定的力矩作用下就能首先使對方失去平衡。根據影響身體平衡的因素我們知道，對方重心的投影點至支撐面邊緣最近方向便是他身體平衡最不穩定的方向，若能抓住此時機沿此方向施力，很容易破壞對方身體的平衡。要想沿某一方向破壞對方的平衡，進攻還必須注意調節好自身支撐面的形狀和重心投影點的位置，以加強本的再進攻方向的穩度，這樣才能達到在保護自己的前提下破壞他人的
衡。
（二）身體平衡的主動恢復
當運動員身體的平衡受到破壞又不能借穩定力矩恢復初始平衡時，人體還能采用一些措施主動地恢復平衡。
1.補償運動。當運動員身體開始失去平衡而傾斜時，人體的相應環節發生位置的改變，以調整人體姿勢，使身體重心的投影點重新回到支撐內，恢復初始平衡。例如人體重心向左偏移時，人體的上肢或軀干主動向右移動以抵消重心的偏移量。
2.改變支撐面。當運動員偏平衡位置較遠，平衡嚴重受到破壞時，補償動作便失去作用。這時人體可以采用改變支撐點，形成新的支撐面的方法重新建立平衡或恢復初始平衡狀態。改變支撐面的方法有兩種：一是沿著重心偏移方向擴大支撐面，使重心投影點位于新的支撐面，使重心投影點位于新的支撐面；另一種方法是改變支撐面的形狀，使人體重心投影點重新回到新的支撐面內。
（三）重心位置偏前或偏后的實戰姿勢
1.重心位置偏前的實戰姿勢特點。當兩腳呈前后站立支撐時，如身體過于前傾，軀干與水平面的夾角偏小，則使身體遷移。此時，前腿各環節受力大于后腿。這種實戰姿勢是不利于進攻的。因為進攻就要體現一定的效果（動作速度和擊打力量），而制約打擊效果的直接因素之一是整個身體運動的幅度。因此，只有將身體重心適當后移，才能達到使身體更好遷移的目的，才便于腿的進攻。根據運動中移動重心原則可知，支撐重心的腿，能使身體做奔騰、跳躍動作，還能抬腿移步；非支撐重心的腿（虛腿）則可以做橫踢和下劈以及移步動作，
但不能是身體騰起、跳躍。由此看來，身體重心在水平面的投影與支撐腳的間距影響著身體的穩定性，虛腿只起輔助作用，進攻則全靠虛腿。從身體遷移的幅度、速度和擊打力量考慮，重心都不能過于偏前。
2.重心位置偏后的實戰姿勢特點。當腳步呈前后站立支撐時，如身體過于后傾，則使身體重心偏后。此時后支撐腿各環節的受力大于前腿。這種姿勢既有利于提高前腿的進攻速度和力量，又能增大雙方的間距使自己免受擊打。但由于身體的重量主要右后腿承受，因而不利于快速后退或防守反擊。在此狀態下，對前腿的反應速度要求較高，一旦要向后退防守時，前腿需快速有力蹬地，推動身體向后運動，免受對手的擊打。
3.重心位置偏低的實戰姿勢。無論兩腳是前后或左右站立，下蹲支撐時兩腳間距較大，下肢各關節彎曲度大，都會使身體重心自然降低，因而增大了支撐面，身體的穩定性較好。但此狀態下下肢各關節伸肌的負擔較重，不利于快速啟動和步伐的調整。此外還會造成下肢肌肉的疲勞。因此在實戰中不宜長時間的保持這種姿勢。
4.重心位置偏高的實戰姿勢。身體自然放松，兩腳間距小，兩膝彎曲不大，身體重心則偏高。此時下肢各關節肌肉的負荷較小，肌肉不宜疲勞，有利于進攻與防守。但不利之處在于動作預兆較大，容易暴露戰術意圖，且支撐面較小，身體的穩定性較差。
三、結 論
經過幾年的訓練和教學工作。筆者認為：在散打教學中傳授生物力學知識，可有助于教師選擇正確的方法和手段，使教學合理、科學，從而達到提高教學質量目的，促進教師自身理論水平的提高。在體育教學中，普及不可缺少的有關生物力學知識，比單純講技術效果要好，它不但可以使學生了解技術動作的本質、掌握合理技術、識別技術動作的優劣，而且可以幫助學生正確學習技術和新項目，學會自我保護方法，防止傷害事故的發生。學生們普遍反映，在體育課中講授生物力學知識使他們既掌握了技術動作的關鍵，又使所學的知識有機地結合起來，同時進一步使學生認識到體育不僅僅是跑跑、跳跳，而且是大有學問的一門學科。
參考文獻：
[1]李凌云.運動生物力學原理在武術運動中的應用[D].濟南：山東師范大學.2002.
[2]李小華、劉光雙、周穎.運動生物力學在體育教學和訓練中的應用研究[J].體育科技文獻通報，2007(3).
第4篇：運動技術的生物力學原理范文
關鍵詞：百米；途中跑；男子運動員；著地緩沖
中圖分類號：G822.1文獻標識碼：A文章編號：1007-3612(2008)03-0425-03
我國100 m跑水平與世界先進水平相比存在較大差距，其中男子水平差距更為明顯。近些年，我國100 m運動成績停滯不前，其中跟途中跑技術沒有得到明顯的改善有很大關系。著地緩沖技術是短跑途中跑階段重要技術環節，它體現騰空著地技術效果，同時又為積極的后蹬做好準備。國內關于100 m途中跑著地緩沖技術的研究表明：美國運動員腳著地扒地更積極；著地距離更長；緩關節沖膝角度更大。但是大量的研究將著地緩沖技術的差異僅僅歸因于訓練水平的差異，并未對著地緩沖技術對諸如擺動腿的擺動和后蹬效果等途中跑整體技術方面的影響進行分析和對比研究。而且對我國傳統的短跑技術觀念和技術訓練方法對緩沖技術乃至整個途中跑技術造成的影響，沒有深刻的認識。
1研究方法
搜集大量有關中外優秀短跑運動員技術的文獻和研究資料，重點對近10年中美男子百米運動員技術資料進行對比和分析。運用運動生物力學原理，分析造成中外短跑緩沖技術差異的技術原因以及對整體技術的影響，探索提高我國短跑運動技術水平和運動成績的途徑。
2討論與分析
2.1中外短跑運動員著地緩沖技術的不同特征
通過表1我們發現：美國男子優秀百米運動員腳的著地緩沖技術特點表現為：“扒地”積極；著地距離長；緩沖時間長；緩沖幅度大。首先，美國高水平運動員腳著地前的“扒地”技術的效果明顯好于我國運動員，美國高水平運動員在腳著地瞬間腳相對于地面的向前的水平速度是+1.15 m/s、國內運動員為+1.35 m/s，由于美國運動員腳著地時腳相對于地面向前的水平速度小于國內運動員的腳著地速度，減小了腳在著地時的阻力，從而減少了腳著地瞬間身體重心在水平方向的速度損失。著地距離即著地點與身體重心垂直投影點的距離，中外運動員的著地距離相差0.11 m。緩沖時間即腳著地至膝關節角度最小時相的時間，中外運動員相差0.09 s。美國運動員短跑運動員途中跑膝關節角度由腳著地的144.4°至最大緩沖時的134．2°，膝關節的運動幅度為10.2°，我國運動員的膝關節的緩沖幅度僅為3°，相差7.2°。我國男子百米運動員著地緩沖技術特點相對于美百米運動員表現為：“扒地”效果差；著地距離短；緩沖時間短；緩沖幅度小。
2.2著地緩沖技術是造成我國百米運動員途中跑步幅結構不合理的重要原因
2.2.1中外男子百米運動員支撐時間上的差異，是由緩沖時間上的差異造成的美國運動員支撐與騰空重心位移距離比為1：1.2，我國運動員為1：1.5，美國運動員支撐時間與騰空時間比1：1.2，我國運動員為1：1.45。國內外對比說明，我國運動員騰空時間過長（圖1），而支撐時間相對過短。支撐時間中的后蹬時間相差無幾，差異主要表現在緩沖時間較短（表2）。美國優秀百米運動員緩沖時間是0.045 s，緩沖時間與后蹬時間的比例是11.11，而我國運動員緩沖時間僅為0.036 s，緩沖時間與后蹬時間的比例是1∶1.44，美國運動員的支撐時間比國內運動員長0.007 s，緩沖時間比我國運動員的緩沖時間長0.009 s，因此，中外男子百米運動員支撐時間上的差異，是由緩沖時間上的差異造成的。
圖1途中跑各時相的時間比較
2.2.2中外運動員小腿前傾角的差異是由緩沖階段形成的美國運動員腳離地前的小腿前傾角明顯小于我國運動員分別是23.1°和41.8°。從腳著地到腳離地小腿前傾角的變化幅度分別為53.6°和39.7°，相差13.9°。緩沖階段小腿前傾角變化幅度就相差11.1°之多，而后蹬階段僅相差2.8°，從此不難看出小腿前傾角減小的差異主要是緩沖階段形成的（表2）。
緩沖階段小腿前傾角的減小，有助于減小后蹬角，增大后蹬時的水平分力，從而縮短騰空時間和騰空距離，提高后蹬效果，改善途中跑步幅結構。美國運動員較長的緩沖距離、緩沖時間和較大的緩沖幅度，雖然增長了人體作減速運動的過程，但是也相對增大了踝、膝關節的退讓收縮的程度，踝、膝關節較大幅度的緩沖使小腿繞支撐點的前旋更加積極，有助于小腿前傾角的減小。我國運動員緩沖距離和時間短、緩沖幅度小，就會造成在最大緩沖時相（即后蹬開始時）的小腿前傾角相對較大，加大了后蹬的垂直分力，騰空距離和騰空時間相對較長，導致步幅結構的不合理。
2.3著地緩沖技術是提高蹬擺技術效果的關鍵環節
2.3.1適當加大我國短跑運動員緩沖距離有助于提高支撐腿蹬伸效果通過以上數據表明：美國優秀運動員的著地緩沖距離較長，緩沖時間也較長，但是表現出來的后蹬效果更好，在后蹬階段支撐腿的膝關節角度蹬伸幅度比國內運動員大6.6°，后蹬距離長0.07 m，但是后蹬時間卻不比我們長（分別為0.050 s和0.052 s）。也就是說，美國優秀運動員在相同的時間內肌肉工作距離更長，速度更快，效率更高。
在短跑途中跑過程中，支撐腿的膝、踝關節肌肉經歷離心收縮――向心收縮過程，應該做為一個完整的用力過程考慮。著地緩沖階段，也就是支撐腿肌肉離心收縮過程，是后蹬動作的準備，后蹬是緩沖階段能量的釋放。在著地緩沖階段，由于地面的沖力和擺動腿積極擺動所產生的反作用力使得支撐腿伸肌群被動拉長，增加了肌肉的初長度，同時由于人體組織的牽張反射作用，在后蹬階段發揮更大的收縮力量和更快的收縮速度。但是，如果著地距離太短，則人體在腳著地后來不及進行有效的緩沖技術動作，支撐腿很快進入后蹬階段，支撐腿肌肉工作距離短、力量小、速度慢、效率低，所能克服的阻力也小，在為人體提供主要動力的后蹬階段獲得的加速度低，運動人體只能在較低水平上保持一定的速度。
2.3.2積極有效的擺動腿擺動技術基于合理的緩沖技術根據運動生物力學對人體在跑跳運動中擺動動作原理的分析，當支撐腿主動肌群退讓性收縮，人體支撐腿關節角度減小，同時手臂和腿部的加速擺動。擺動的反作用力使得支撐腿主動肌群被動拉長，肌肉張力增加，當肌肉張力增加到足以克服阻力時，肌肉開始向心收縮。在蹬伸的過程中，擺動動作制動加快支撐腿的蹬伸速度。在此過程中，支撐腿的緩沖過程和積極有力的擺動動作，是加大主動肌群張力，提高蹬伸動作速率的決定性技術因素。我國很多學者提出“擺動是短跑的主要動力”的觀點，顯示了在百米途中跑中擺動的重要作用，它一定程度上決定著后蹬階段支撐腿蹬伸的力量和速度，擺動腿大幅度的擺動成為現代短跑技術的突出特點。
但是，擺動動作的作用最終還要通過支撐腿的“緩沖-蹬伸”過程，發揮推動人體向前的運動的作用。只單純強調擺動腿擺動作用的觀點是片面的，它必須與支撐腿的工作特點結合起來進行分析。必須將積極擺腿與改進我國百米運動員的緩沖技術結合起來。如圖2，整個支撐階段擺動腿與軀干的角度由177°減小到106.5°，變化幅度為70.5°。從腳著地到最大緩沖時相0.045 s的時間內，擺動腿相對與軀干的角度由177度減小到127.7°，變化幅度為49.3°，平均角速度為1095°/s，最大緩沖至腳離地的0.50 s的時間內角度變化為21.2°，平均角速度為424°/s，擺動腿高抬大腿擺動動作的70%是在緩沖過程完成的。只有與合理的緩沖技術協調配合，才能夠最大限度的發揮擺動腿的擺動作用，才能夠在支撐腿在后蹬階段發揮更大的力量和速度，提高蹬伸效果。如果緩沖距離和緩沖時間太短，導致緩沖幅度小、擺腿幅度小且效果差，不能發揮最佳的積極擺腿的作用，最終影響支撐階段人體組織的工作效果。
2.4傳統腳著地技術是影響我國百米緩沖技術的重要因素我國短跑運動員技術上的差距不能僅僅被認為是技術特點上的差異。這些差距歸根結底是由于我們一些技術觀念差異，以及我們在這種觀念下長期以來所運用的技術訓練方法。我們傳統的技術原理僅僅把著地緩沖階段看作被動的減速過程。在技術上要求“盡量使著地點靠近身體總重心的投影點”。常用技術教學和練習手段也都體現了這種觀念的要求，比如小步跑、高抬腿跑、后踢小腿跑、車輪跑等專門練習，擺動腿的下放均是大腿積極下壓小腿放松前擺扒地，即使是行進間的練習，也基本上是屬于“踏步跑”。包括后蹬跑在內的所有專門練習，腳的著地點也都位于身體重心投影點下方，緩沖幅度小、蹬擺效果差。而對于多數短跑運動員來說，技術專門練習是他們長期的必修課。所以這些長期的技術練習必然造成我國運動員在途中跑過程中，著地距離短和緩沖幅度小的技術特點。
同時值得注意的是所有以上專門練習腳著地時膝關節幾乎是伸直的狀態下完成下地動作的，我國傳統技術對腳著地的要求也正是“擺動腿大腿積極下壓帶動小腿前伸，膝關節幾乎伸直下扒”，所以我國男子百米運動員腳著地瞬間膝關節角度比美國高水平短跑運動員大8度（表1）。這種“扒地”技術不僅不利于提高腳著地效果（分析見作者在“對改進100 m途中跑著地技術及其對整體技術效果影響的實驗研究”一文），同時在腳著地時膝關節正處于伸展過程之中，著地后膝關節繼續向后的趨勢不利于膝關節的屈膝緩沖和減小小腿的前傾角。因此通過運動生物力學分析和實驗研究，作者在“對改進100 m途中跑著地技術及其對整體技術效果影響的實驗研究”一文中提出“在腳著地前，控制擺動腿大腿下放，積極回擺小腿‘扒地’技術”，不僅有利于提高腳著地效果，同時由于積極的屈膝回擺小腿，使得腳著地后更加有利于支撐腿的屈膝緩沖和小腿前傾角的減小，從而提高緩沖效果為更加有效的后蹬提供有利的前提。
短跑的技術練習應該著眼于現代短跑技術要求，改進專門練習形式和練習要求。首先，短跑專門練習應該在跑進中進行，腳的著地點在身體重心投影點的前方，避免“踏步跑”。同時在腳著地前控制大腿下放，積極回擺小腿“扒地”而不是伸膝前擺下放，以有利于積極的著地緩沖和小腿的前傾角的減小，提高后蹬效果，改善途中跑步幅結構。
3結論與建議
1) 美國男子優秀百米運動員腳的著地緩沖技術特點表現為：“扒地”積極；著地距離長；緩沖時間長；緩沖幅度大；我國男子百米運動員著地緩沖技術特點相對于美百米運動員表現為：“扒地”效果差；著地距離短；緩沖時間短；緩沖幅度小。2) 較長的緩沖距離、緩沖時間和較大的緩沖幅度，使小腿繞支撐點的前旋更加積極，有助于小腿前傾角的減小。從而減小后蹬角，增大后蹬階段向后的水平分力，縮短騰空時間和距離，提高后蹬效果，最終改善途中跑步幅結構。 3) 擺動腿高抬大腿擺動動作的70%是在緩沖過程完成的。只有與合理的緩沖技術協調配合，才能夠最大限度的發揮擺動腿的擺動作用，才能夠在支撐腿在后蹬階段發揮更大的力量和蹬伸速度，提高蹬伸效果。如果緩沖距離太短、小緩沖時間太短，從而導致緩沖幅度小、擺腿幅度小且效果差，不能發揮最佳的積極擺腿的作用，最終影響支撐階段人體工作效果。4) “擺動腿大腿積極下壓帶動小腿小腿前伸，膝關節幾乎伸直下扒”的“扒地”技術和我國傳統短跑技術專門練習的要求，是影響我國百米運動員形成合理著地緩沖技術的重要原因。
參考文獻：
［1］ 王吉吉夫.關于短跑途中跑前蹬階段的機制探討［J］.武漢體育學院學報，2000(3).
［2］ 駱健.對短跑途中跑著地緩沖技術的生物力學研究［J］.成都體育學院學報，1995(1).
［3］ 駱健.再論短跑途中跑著地緩沖技術［J］.成都體育學院學報，1997(4).
［4］ 駱健.試論100 m途中跑后蹬階段技術［J］.體育科學，1997(6).
［5］ 黃宗誠，等.短跑下地動作的生物力學分析［A］.運動生物力學論文選［M］.北京：人民體育出版社，1990，9.
第5篇：運動技術的生物力學原理范文
關鍵詞 鞭打動作 體育項目 應用
中圖分類號：G804.66 文獻標識碼：A
0引言
人體在結構上是由關節將身體各環節相連，在體育動作中，當希望環節鏈末端產生最大的速度和力量時，肢體的運動形式往往表現為由近端環節到遠端環節依次加速與制動，各環節的速度也表現為由近端到遠端的依次增加，把這種動作形式稱為鞭打動作。人體四肢結構類似于鞭子，它們近端環節的質量大，末端環節的質量小，因此在作鞭打動作時，鞭根近端環節先加速揮動，獲得動量，然后制動，在制動過程中，動量向鞭梢末端環節傳遞，因此獲得極大的運動速度。人體鞭打動作在體育運動技術中有著舉足輕重的作用，它幾乎滲透到各項體育運動技術動作中，所有的投擲項目無一例外的都與鞭打技術有關，如：標槍、棒球和壘球，其中標槍的鞭打技術最為復雜，再如排球的扣球、乒乓球、羽毛球及網球的扣殺動作，無一例外首先要解決好鞭打的技術，足球運動員的大力踢球、散打中的鞭腿、游泳中的打水，以及體操中的腿鞭打都與鞭打技術有關。
鞭打動作的分類，主要分為上肢鞭打動作和下肢鞭打動作，其中上肢鞭打動作又可以分為投擲性鞭打動作（例如：投擲標槍、壘球等）和打擊性鞭打動作（例如：排球扣球、發球，乒乓球和羽毛球的扣殺等），下肢鞭打動作常在足球、體操、武術技術中運用，足球中射門、傳球和武術中的鞭腿都是下肢鞭打動作的典型范例。另外，也有人提出全身鞭打，但由于最后的發力是通過肢體末端，也可以歸到下肢鞭打動作（例如：蝶泳等）。
1上肢鞭打動作
在上肢鞭打中“力的曲線”呈現出規律性的變化，首先人體上肢環節的反向運動使肢體的肌肉預先拉長，緊接著肌肉由離心收縮轉向向心收縮，力的曲線出現了第一次波峰，由于軀干的制動和身體的另一部分的固定，使力的曲線出現了一個小小的波谷，最后在鞭打動作即將結束時，力的曲線出現了第二次波峰，達最大值。人體各環節的曲線圖，呈現出規律性的變化，肩關節首先出現速度峰值，接著開始減速，肘關節出現速度峰值。接著開始減速，最后腕關節出現速度峰值，以上說明鞭打動作的一個特點，即每一個環節最大運動速度是在前一個環節達到最大速度后，獲得的近端環節制動的同時遠端環節做加速運動，遠端環節速度是由近端環節動量傳遞和速度依次疊加而成的，使遠端獲得最大的角速度和線速度。當然，動量傳遞只是肢體鞭打動作快速有力的一個方面，在這一過程中，使遠端環節在鞭打方向上加速的原動肌也發揮著較大的作用肢體各關節依次發力，使各環節的動量逐步積累，末端環節手或足的運動速度是由其各近側環節的運動速度的依次疊加而成，這是另一個重要方面。排球的扣球、發球等均為上肢打擊性鞭打中的無器械鞭打動作形式，打擊性鞭打動作，其運動規律與投擲性鞭打動作相仿，其特點是在做動作之前，各關節的肌肉更加放松被拉長，以保證肢體完成鞭打動作的速度和幅度。
2下肢鞭打動作
下肢鞭打動作角速度特征為：后擺時表現為大腿逐漸減速，小腿加速――最大角速――減速的特點；前擺時表現為大腿加速――最大角速度――減速，小腿持續加速的特點。髖關節的屈肌力矩，膝關節的伸肌力矩，踝關節的背屈力矩在下肢鞭打動作前擺階段起主導作用。髖關節的內收，外展力矩起定向作用。髖關節旋內、旋外力矩，膝關節旋內、旋外力矩以及踝關節內翻力矩的主要作用是對腳的方位及傾斜程度進行調整。股直肌、股內肌、股外肌、脛骨前肌在下肢鞭打動作前擺階段起主導作用。小腿加速前擺的初期伸膝肌群產生的伸膝力矩在起支配作用，后期是伸膝力矩與來自大腿角動量的傳遞共同在起作用。
3結論與建議
鞭打動作中，肢體的反向動作，給原動肌一個最適宜的初長度，同時也提高了原動肌的爆發式收縮力，盡可能延長了肌力工作距離。鞭打過程中，各環節的依次加速與制動，最終近端獲得最大的角速度與線速度。鞭打效果的好壞，不僅與動量的傳遞有關，而且與原動肌加速有關，同時與動量的逐步積累和依次疊加有著密切關系。
因此，教師在教學過程中應該注意強調發力順序，注重對學生動作的規范性。學生自己在學習過程中應該勤于思考多加練習，注重對自己發力的體會，注重各項目間的相通性，學會發現規律并應用于實踐中。
參考文獻
[1] 劉卉.上肢鞭打動作技術原理的生物力學研究[D].北京體育大學，2002.
[2] 陳瑞瑞.排球扣球中鞭打動作的肌電分析與力量訓練方法的探討[D].北京體育大學，2010.
[3] 李世明，部義峰，秦玉鵬.人體下肢鞭打動作技術原理的生物力學研究[J].中國體育科技，2012，04：101-107+136.
[4] 周里，金學斌.對上肢鞭打動作生物力學原理的研究[J].體育科學，1996，03：41-46+52.
[5] 楊子峰.羽毛球正手高遠球技術的上肢鞭打動作分析研究[J].科技信息，2010，28：290.
第6篇：運動技術的生物力學原理范文
關鍵詞：初中；立定跳遠；力學；學教法
一、問題的提出
不同階段，學生的力量、速度、耐力、靈敏和柔韌等身體素質各不相同，為此，教師必須在不同的階段，根據學生的身體素質情況，選擇不同的體育項目，供學生練習、鍛煉。初中階段是學生力量素質發展的敏感期，此時，教師必須增加力量教學和訓練比重。各種跳躍運動是發展力量素質的最好方法，立定跳遠作為提高學生下肢力量、爆發力的運動項目，沒有過多的條件約束、簡便易行，是訓練學生下肢力量及爆發力的一項重要運動，能夠有效地提高學生的身體素質。因此，為了提高學生立定跳遠的成績，本文就利用運動生物力學原理對立定跳遠技術進行了分析，以期通過理論指導學生實踐，使學生掌握正確的練習方法。
二、研究對象與方法
本文以立定跳遠運動為研究對象，從生物力學角度談起，就其學練法進行了一番梳理，研究過程中運用到了文獻法、教學實踐法以及總結提煉法等。
三、結果與分析
（一）立定跳遠成績的組成分析
如圖1所示，立定跳遠的成績S=S1+S2+S3。S1是雙腳起跳離地瞬間身體重心投影點至起跳點之間的距離，S1的大小取決于三個因素：一是身高、腿長，身高腿長在起跳角不變的情況下，重心高則S1增大；二是對于同一練習者，起跳角a的角度越小，S1越大，角度越大，S1越小，但這并不等于說起跳角a的角度越小，立定跳遠成績會越好；三是起跳腳離地瞬間練習者髖、膝、踝三關節及趾關節蹬伸的伸展程度，蹬伸程度越充分則S1越大。S2是起跳腳離地瞬間重心在重心高度水平的拋射距離，根據拋射公式S2=V2×sin2a/g，g為重力加速度是常量，由此可見，S2取決于騰起初速度和拋射角度，騰起初速度越大，則S2也越大，理論上在a=45°時S2最大，但由于空氣阻力（可以忽略不計）及考慮S3，實踐中a﹤45°，理論證實a=42°時，S2+S3有最大值，這主要是因雙腳著地瞬間身體重心低于起跳腳離地瞬間身體重心之故。S3是重心回落到起跳離地重心高度水平線至雙腳著地間的距離，它由身高和落地技術動作決定，盡可能收腹舉腿、雙臂后擺并使雙腿較大幅度前伸而又不至于身體后倒的落地技術能獲得較大的S3。
（二）立定跳遠的生物力學分析
1.起跳技術分析
（1）關節蹬伸速度、幅度。立定跳遠的遠度主要由髖、膝、踝快速蹬伸及趾關節的末端參與作用而獲得，其中各關節的蹬伸速度、蹬伸幅度及協調發力順序是決定學生立定跳遠成績的關鍵技術。立定跳遠起跳過程可分為下蹲和蹬伸兩個環節，前一環節是后一環節的準備和基礎，動作質量的好壞對后一環節有著重要的影響。起跳的任務是使人體獲得最大騰起初速度及最佳騰起角。根據公式V=2H/t可知，加大起跳時工作距離H，縮短起跳時間t，可以增大騰起的初速度。良好的下蹲動作能為蹬伸創造條件，而下蹲動作能使下肢三關節處于最佳的發力角度，為蹬伸環節做好必要的準備。最大下蹲時下肢三關節角度的不同，會直接影響蹬伸效果，進而影響起跳效果。而最大下蹲過后，下肢關節在短時間內迅速伸展，給地面以爆發性力量蹬離地面的過程稱為蹬伸環節。此時，肌肉的工作形式經由下蹲階段的離心收縮、等長收縮、迅速轉變為向心收縮。下蹲階段伸膝肌群被動拉長，這樣，一方面大腿伸展肌群能貯存大量的彈性勢能，另一方面肌絲也有了一定的初長度（如果是最適初長度那當然是最好），這就可以使起跳腳對地面施加更大的作用力，從而產生較大的垂直作用力。此外，適宜的下蹲幅度，也能使下肢肌處于最適初長度，產生最快的收縮速度及最大的收縮力量，提高起跳效果。
研究資料證實，120°-140°是膝關節的最佳發力角度，立定跳遠準備起跳時，膝關節角度小于最佳發力角度，對于成績的提高是有利的，一般都從90°左右開始蹬伸發力，且蹬伸過程中，膝關節的角度必須超過135°，有研究顯示“膝關節角在135°以上的范圍進行發力時，屈膝肌群（股二頭肌、半腱肌、半膜肌、腓腸肌）積極參與伸膝活動，其發揮的力量較大，而且隨著膝關節角度的增加而增大”。當然，雙腳起跳腳離地瞬間，理想的下肢姿勢是髖、膝、踝三關節完全伸直，這樣既能充分發揮三關節的肌肉力量，使力的作用點通過身體重心，又能增大力的做功距離，使雙腳離地瞬間有較高的身體重心。踝關節與髖關節和膝關節相比是小關節，但在立定跳遠項目中卻有著非常重要的作用。“起跳階段踝關節的屈伸能力決定起跳階段的蹬伸程度，踝關節在跳高起跳過程中起著關鍵作用。”踝關節的柔韌性和肌肉力量是影響立定跳遠成績的兩個重要指標，因此在立定跳遠練習中我們應對學生的踝關節進行有針對性的柔韌性和力量訓練，采用多種方法與手段以提高學生的踝關節力量與伸展幅度。下肢三關節的協調用力能力對立定跳遠成績也起著至關重要的作用。根據大關節先運動原理，立定跳遠首先應當是髖關節進行發力，其次是膝關節，最后是踝關節進行用力。這種協調用力能力就如同加速度逐漸減小的變加速運動，加速度逐漸在減小，但速度卻不斷增大。三關節完全伸直后，就能使作用力通過身體重心，提高力的利用率，進而提高起跳效果。
（2）兩臂擺動速度及幅度。在起跳階段，當兩臂加速上擺時，身體會產生一個方向向下的作用力，此力通過起跳腿傳遞到地面，從而增大了人體對地面的垂直作用力，同時地面也會給人體一個大小相等而方向相反的作用力。這樣，在起跳結束瞬間，運動員就可獲得一個較大的垂直速度，從而跳到更高的高度。在起跳瞬間，手臂的擺動對起跳效果有著非常重要的作用。從生物力學角度來講，手臂的擺動速度應越大越好，當雙腿下蹲緩沖時，兩臂由身后較高位置加速向下擺動，可以減小起跳腿對地面的作用力，避免起跳腿受力過大而過度屈曲，影響起跳效果。而在起跳蹬伸階段，兩臂加速向上擺動，會對軀干施加向下的作用力，這種作用力通過起跳腿傳至地面，進一步增加了起跳腿對地面的垂直作用力，根據牛頓第三定律，此時地面也會給人體一個大小相等、方向相反的反作用力，與不擺臂或擺臂速度很小相比，將引發地面作用于人體更大的反作用力。這樣在運動員起跳結束瞬間，由于力的增加便能產生更大的垂直速度。另外，雙臂擺動后上舉，也可以提高人體重心的位置。有研究顯示，雙臂及擺動腿完全向上伸直，可以使重心提高約身高的1/10。當起跳結束瞬間，雙臂快速制動，其慣性力的方向是向上的，能對起跳腿起到減壓的作用，對起跳腿的三關節快速蹬伸，特別是對力量較弱的踝關節快速大幅度伸展有著重要作用，對快速拔腰、提肩，帶動身體重心快速上升有積極作用。理想的手臂動作，應是下蹲結束瞬間，兩臂在體后盡可能高的位置；在蹬伸階段，兩臂應該向下、向前和向上快速有力地擺動。在擺動時，肘關節不應太彎曲，理想的角度大約在90°與完全伸直之間。我們可以用雙臂向上擺動的平均垂直速度和擺動幅度來評定擺動效果。在起跳過程中，雙臂擺動的平均垂直速度當然是越大越好，還應有較大的擺動幅度。這對于提肩拔腰動作和雙腳離地瞬間的身體重心高度都有影響。需要注意的是，臂的擺動幅度并非越大越好，但一般雙臂的肘關節不應低于肩關節，這樣才能形成有力的擺動和制動，提高起跳效果。
2.騰空階段技術分析
當雙腳離地瞬間起跳動作完成，人體便以初速度V進入斜拋的騰空階段。當人體重心達到最高點開始下降時，上體要積極下壓，同時雙臂也應迅速向前下方擺動，并同時收腹舉腿，同時為落地動作做好積極的準備。這不僅要求學生有積極的落地意識，還要求其有較強的腰腹肌力量。
3.落地階段技術分析
當雙腳與地面接觸瞬間，身體各相應關節應進行積極的屈曲緩沖，雙臂積極向后下方擺動并積極制動。當人體通過下肢與地面相互作用時，下肢各關節肌肉雖積極收縮，但由于重力的作用，仍被拉長作離心收縮，完成退讓工作。由沖量定理可知，Ft=mv，F=mv /t，mg為人體體重是定量，因此若想減小人體落地時對地面的沖擊力，就必須延長力的作用時間。這種緩沖動作對于動作的順利完成及人體保護有重要的作用。
（三）立定跳遠的學、練法分析
1.踝關節的力量及柔韌性學、練
通過力學及技術分析，我們可知道踝關節雖然相對于髖關節和膝關節是小關節，但它的力量及柔韌性對立定跳遠同樣有著非常重要的作用。
（1）僵尸跳：這主要是用來發展踝關節、小腿和足弓肌群的肌肉力量。雙手叉腰或自然下垂，髖關節和膝關節伸直，主要以踝關節的屈伸來完成動作。要求：兩腳左右開立、平行向前，等于或略小于肩寬，起跳時踝關節盡最大幅度伸展，落地時用前腳掌著地屈踝緩沖，接著再跳起，每次練習50-60次，練習4-5組。
（2）單腳僵尸跳：發展小腿、腳掌和踝關節力量。上體正直，膝部伸直，單腳向上跳起。跳時主要是用踝關節的力量，用前腳掌快速蹬地跳起，離地時腳面繃直，腳尖向下。原地跳時，不規定跳的次數，以踝關節發酸為準，然后換腳。每次練習重復4-5次。
（3）跪膝：此項練習在游泳初級訓練中較為多用，主要用來發展踝關節柔韌性。要求雙膝、雙踝靠攏跪于地面，臀部坐于雙腳后跟之上。每次練習3-5分鐘。
2.膝關節技術、力量及擺臂配合學、練
膝關節是人體大關節，其力量的強弱直接影響著學生的立定跳遠成績。
（1）蹲跳起：主要發展腿部肌肉和踝關節肌肉力量。雙腳左右開立，腳尖平行，等于或略小于肩寬，屈膝向下半蹲（膝關節角度最好等于90°），肘關節角度約120°，兩臂自然后擺，起跳時兩臂迅速有力地向前上擺，肘關節不低于肩關節，當腳尖等離地面時迅速制動，起跳時兩腿迅速蹬伸，使髖、膝、踝三個關節充分伸展，身體成一直線，最后用腳尖蹬離地面向上跳起，落地時用前腳掌著地屈膝、曲踝緩沖，接著再跳起。每次練習25—30次，重復3—4組。
（2）連續蛙跳：主要發展下肢肌肉力量、起跳技術及上下肢的協調蹬擺能力。雙腳左右開立，腳尖平行，等于或略小于肩寬，屈膝向下半蹲，當膝關節下蹲至90°時開始蹬伸發力準備起跳，肘關節角度約120°，下蹲時兩臂自然后擺，起跳時兩臂迅速有力地向前上擺，擺動幅度為肘關節不低于肩關節，當腳尖蹬離地面時迅速制動，起跳時兩腿迅速蹬伸，使髖、膝、踝三個關節充分伸展，身體成一直線，最后用腳尖蹬離地面向上跳起，落地時用全腳掌著地屈膝、曲踝緩沖，當膝關節緩沖到90°時，雙臂擺至身體后下方，接著再跳起。每次練習10跳，重復3組。開始對遠度不提出過多要求，主要以練習上下肢的協調技術為主，因為動作技能的形成是一個復雜的、鏈鎖的、本體感受的過程，只有在技能形成后，才能逐漸提高強度，打破動作平衡，重新建立動作平衡。
（3）跳伸練習：主要發展大腿肌肉退讓性工作能力。雙腳平行站立于約50cm的臺階上，向前下方跳出，雙腳落于小墊子上屈膝緩沖，當膝關節被動屈曲至90°時雙臂由前上方擺至身體后下方，同時快速蹬伸、擺臂向前上方跳出，要求下肢三關節完全伸直，肘關節擺至肩關節上方，突然制動。每次練習6—8次，重復3—4組。膝關節這種退讓性工作能力增強，可以提高起跳時下蹲的速度，使退讓性工作肌群產生更大的彈性勢能，縮短起跳時間，從而獲得更大的初速度，提高學生立定跳遠成績。
（4）啞鈴擺臂：主要發展上肢及肩帶力量。手持啞鈴肘關節成120°，雙腳成左右前弓步前后擺臂，要求擺動幅度要大，每組練習50—60次，重復4—5組；兩腳尖平行等于或略小于肩寬左右開立，雙手持啞鈴從體側至雙臂水平再至兩臂肩上舉，每組練習30次，重復3組。
（5）手持啞鈴雙腳左右開立跳：主要發展踝關節、肩帶力量及上下肢協調能力。兩腳開立至少大于肩寬，開立時雙臂擺至水平，并攏時擺至體側，要求動作連貫，節奏感強。每次練習30—40次，重復3—4組。
3.起跳角度及落地技術練習
圖2
實踐中我們發現，學生起跳角度幾乎沒有過大而都是偏小，為了糾正學生的這一錯誤動作，教師可利用小墊子來提高學生的起跳角度，如圖2所示。小墊子斜面與地面成42°角，要求起跳時身體成一直線與墊子平面平行，當身體重心達到最高點時收腹舉腿，積極準備落地動作。為了能夠更好地完成收腹舉腿動作及意識，我們應盡量讓學生采用跳遠中的滑坐式落地方式，有小墊子的保護，這種落地方式已成為可能。
四、結語
通過立定跳遠的生物力學分析，我們得知影響立定跳遠成績的主要因素是下肢三關節肌肉力量及蹬伸幅度、起跳角度及上肢擺臂技術。有了理論指導，我們便可以有針對性地進行學、練，從而提高練習效果。
參考文獻：
1.運動生物力學編寫組.運動生物力學[M].人民體育出版社，1981.
2.V·D克拉澤夫等，王巧玲譯.世界優秀女子跳高選手技術的生物力學分析[J].體育科研，1992，（1）.
3.（美）賈薩斯·戴佩納，王學峰譯.背越式跳高的生物力學分析（1）[J].山東體育科技，1989（01）.
4.（美）弗拉基米爾·M·扎齊奧爾斯基，陸愛云譯審.運動生物力學—運動成績的提高與運動損傷的預防[M].北京：人民體育出版社，2004.
5.陸阿明，徐立峰，吳金全，陸勤芳.兒童少年立定跳遠蹬伸動作下肢關節運動特征初探[A].第十一屆全國運動生物力學學術交流大會論文匯編（摘要）[C].2006.
第7篇：運動技術的生物力學原理范文
摘 要 斜坡跑是提高短跑速度的有效方法之一，被廣泛運用到提高短跑成績的訓練中，本文基于生物力學原理對斜坡跑訓練方法現有研究成果進行綜述和探討。研究表明：影響速度的因素很多，就斜坡跑訓練方法而言，對跑速產生影響的直接因素步長和步頻這兩個參數的變化上影響效果明顯，科學合理的運用斜坡跑訓練方法對提高短跑速度具有積極意義。
關鍵詞 斜坡跑 訓練方法 步長 步頻
一、前言
斜坡跑是提高短跑速度的有效方法之一，被廣泛運用到提高短跑成績的訓練中。國內外對斜坡跑進行廣泛的研究，有學者認為，斜坡跑對提高短跑速度有比較明顯的作用；斜坡跑除了能提高速度耐力、力量和心肌功能外，還能讓運動員體驗超過自己速度能力的動作感受，改善運動員的加速疾跑能力，從而增大步幅和縮短支撐階段時間，幫助運動員掌握加速跑的技術。
二、斜坡跑訓練方法的運動生物力學原理
斜坡跑包括上坡跑和下坡跑，上坡跑是一種抗阻力性速度力量練習，在阻力增加的情況下增加訓練強度，獲得無氧練習的效果，從而改善心血管的機能。上坡跑加強了股四頭肌、臀大肌等下肢肌群的力量，有利于提高步長。下坡跑是一種神經系統適應性訓練，下坡跑是人們有意識地利用自然的或人工的斜坡，根據勢能與動能轉換的原理進行訓練，有利于提高步頻。
影響步長的因素主要有：一是腿部的肌力，腿部的肌力越大，產生的后蹬反作用力相對越大，跑的步幅則越大；二是腿長和髖關節的靈活性與柔韌性，下肢越長、髖關節的靈活性與柔韌性越好，跑的步幅則越大；三是后瞪的角度與擺動腿擺動的方向，從理論上講，擺動腿與后蹬腿的角度與方向直接影響步幅越大小。對于跑的步頻而言，其影響因素有兩個：一是肌肉中快肌纖維百分比和肥大程度。二是神經過程的靈活性，大腦皮層運動中樞興奮與擬制的轉換速度是影響位移速度的重要因素。另外，跑動時兩腿擺動情況和騰空時與支撐時的相對時間（比值）對步長和步頻也有影響。
三、成果研究現狀
近年來大量文獻資料和研究報道表明，有關短跑技術和速度訓練方法的研究選題，多集中在短跑運動員步長、步頻訓練方法與運動員的中樞神經系統機能的改善及其專項肌肉力量的訓練手段方面。對于斜坡跑的原理和訓練方法雖然，前人曾做過一些表述和研究，但大多文獻報道僅限于對斜坡跑手段應用方式的定性分析與斜坡跑的坡度問題。盡管國內外大多學者均十分肯定斜坡跑訓練對提高絕對速度的作用，且認為斜坡跑對改進運動員的步頻與步長技術具有積極效果。其相關的論述與見解多散見于各類短跑和速度方面的文獻資料和研究報道之中。
（一）關于斜坡跑與步長步頻的訓練問題
閆春華在《百米速度結構分析及有關技術訓練手段研究》（博士論文，2004）一文中提出：斜坡跑作為一種超速訓練的方法被廣泛使用，超速訓練的目的是通過強迫運動員完成超出自身能力水平的練習，來增加步頻和步長。在經過4-8周的超速訓練后，被試者的步頻和步長都得到了提高。這說明斜坡跑作為一種訓練方法對步頻、步長和短跑跑速的提高具有積極的作用。
下坡跑時，當運動員動作速率發揮到最高值時，控制并穩定速度是很困難的。這是由于下坡重力所產生的慣量。這種慣量隨距離的延長而增大，這種逼迫速率的加快運動現象，也正是下坡跑能提高頻率的所在。如果在練習中不對運動員的跑動動作提出任何技術要求，或讓運動員在一定距離范圍內堅持正確的動作要求，斜坡跑的練習效果會受到影響[2-4]。還有研究表明，下坡跑步頻沒有任何增加，只有步幅加大。步幅的增長意味著展髖的幅度加大和髖部轉動角速度加快，同時對髖部的伸髖速度和力量起積極作用；上坡跑對改善或提高運動員的快速力量、速度耐力和增大步長是非常有效的訓練手段（昆茲、考夫曼1997）。
（二）關于斜坡跑與神經―肌肉控制機理的研究
美國學者弗拉基米爾M?扎齊奧爾斯基在其主編的《運動生物力學》（2004）一書中指出：步長和步頻的可變性表明，中樞神經系統的靈活性（CNS）在控制這些參數方面起到了重要的作用。最高速度跑是人體調動各種能力，并使其充分發揮的集中體現，他對人體能量的消耗以及神經系統的興奮和擬制的轉換頻率的要求是很高的。因此，在最高速度之后，肌體實現第二次調節其重要性和必要性同第一次調節具有同等的意義[5]。有作者還提出，構成跑速的兩個主要因素――步長、步頻是互為影響和相互制約的。對于步長和步頻兩個變量的作用來說，提高或改進其中任何一個變量都可提高跑速，同時這兩個變量之間又呈現一定函數關系[6]。步長和步頻的可變性表明，中樞神經系統（CNS）在靈活控制這些參數方面必然起到了一定的作用[7]。伊托等人的研究（1983）表明，助力訓練能進一步發展神經肌肉系統對肌肉拉長――收縮周期運動的控制能力，提高短跑運動員支撐階段的動作效果，從而提高跑速。
有作者在《現代100米跑技術的生物力學分析及放松技術再探析》一文中認為，步頻的發展取決于大腦皮質運動中樞神經系統的支配，斜坡跑獲得的助力作用可以使運動員感受放松速跑的肌肉用力情況、體驗“放松快跑”的方法和好處。上坡跑要求運動員著力體會以髖為軸的大腿前擺和髖關節的積極前送與踝關節及腳的快速趴地，不要刻意后蹬，這種跑法既符合現今短跑技術的要求，又有利于下肢肌肉用力的放松與控制。通過上坡跑還能切實有效地實現短跑所需的“快速力量”訓練。就是說上坡跑不僅可以改進、掌握正確的跑的技術，還可以同時發展短跑所需的專門力量。由于步長和步頻相對獨立，表明步長和步頻受兩種不同的神經系統控制方式調節――步頻的頻數調節和步長的幅度調節（羅新建2003）。Bonnard和Pailhous（1993）認為，神經系統對步長和步頻控制的方式不同。步頻的改變與擺動階段下肢的整體剛性有關，與支撐階段無關。這表明改變擺動期間下肢肌肉的緊張性可以改變頻率。大部分或整個腿部肌肉緊張性的改變，都將改變下肢繞髖關節擺動的相對頻率。Bonnard和Pailhous進一步指出，步長的短暫變化與腿部肌肉的相位活動有關。Patla等（1989）研究表明，步長的短暫增加，實際上是一些肌肉的活動相位增加，而另一些肌肉的活動相位減少造成的。在無約束的走路或跑步時，雖然步長和步頻可相對固定，但如果需要的話，中樞神經系統有能力分離步長和步頻。Hogan（1984）提出了這種分離的生理機制。當關節周圍對抗肌同時活動時，凈關節力矩與對抗肌的肌力之間差異有關，關節的剛性則與所有肌力的總和有關。如果中樞神經系統積極調節對抗肌的協同作用，那么步長和步頻能在有限的范圍內各自獨立變化。
在各種提高跑速的訓練手段中，斜坡跑以其獨特的方法和顯著效用，引起了專業和非專業運動隊的普遍重視，斜坡跑正在被廣泛運用到提高短跑成績的訓練中。有學者對斜坡跑對短跑速度的影響進行廣泛的研究，這些作者共同認為：斜坡跑對提高短跑速度有比較明顯的作用；斜坡跑除了能提高速度耐力、力量和心肌功能外，還能幫助運動員掌握加速跑的技術動作，改善運動員的加速疾跑能力；斜坡跑能讓運動員體驗超過自己能力的速度，可以是步幅增大和縮短支撐階段時間[6-7]。斜坡跑包括上坡跑和下坡跑，上坡跑是一種抗阻力性速度力量練習，是跑動阻力增加的情況下獲得無氧效果，從而改善心血管的機能，增強下肢股四頭肌、臀大肌這兩塊重要的肌群，同時提高步長；下坡跑是一種神經系統適應性的訓練，就是有意識地設置自然的或人工的斜坡，根據勢能與動能轉換的原理進行訓練，同時提高步頻。
四、結論
（一）對于步長和步頻兩個變量的作用來說，步長和步頻的可變性表明，中樞神經系統（CNS）在靈活控制這些參數方面必然起到了一定的作用[7]。助力訓練能進一步發展神經肌肉系統對肌肉拉長――收縮周期運動的控制能力，提高短跑運動員支撐階段的動作效果，從而提高跑速。
（二）斜坡跑道的坡型對練習進行組合，以控制斜坡跑的練習強度和負荷，從而改善跑的步長和步頻。
基金項目：年陜西省教育廳專項科研計劃項目（編號：11JK0464）。
參考文獻：
[1] 羅尼?利多爾，約夫?麥克爾.王學鋒編譯.100M跑的生理學、技能發展和運動知識分析[J].田徑.2004.8：54-56.
[2] [美]弗拉基米爾，扎齊奧爾斯基.運動生物力學――運動成績的提高與運動損傷的預防[M].人民體育出版社.2004.
[3] 周志雄，黃德春.透析100米跑步長和步頻研究的誤區[J].田徑.2002：24-27.
[4] 張沛林.現代100米跑技術的發展特征及其技術分派[J].體育科學.1995（1）：27-29.
[5] 李佩清.坡度跑訓練對步頻、步長的影響[J].田徑科技信息.1995（50）：1-4.
第8篇：運動技術的生物力學原理范文
[關鍵詞] 全膝關節置換術；假體；生物力學；動力學模型
[中圖分類號] R687.4 [文獻標識碼] A [文章編號] 1673-9701（2013）17-0015-02
全膝關節置換術在全世界每年都在快速地增長，經過幾十年的蓬勃發展，取得了很大進展。如今全膝關節置換術成為治療晚期骨性關節炎、類風濕性關節炎等疾病的最有效的方法，被大多數骨科醫生認知，對減輕患者膝關節疼痛和改善膝關節功能有顯著的療效，然而術后出現假體松動、伸屈和負重后出現畸形、疼痛等并發癥，已經引起了廣大骨科醫生足夠的重視。選擇高質量的假體、設計個體化的假體和制定精確化的手術，成為骨科醫生必須解決的問題。本文對近年來人工膝關節手術指征、假體、生物力學模型以及手術方式的演變進行闡述；并結合目前最新發展的技術，對TKA未來發展的方向進行了展望和預測。
1 手術指征
迄今為止，TKA的手術適應證仍然沒有得到統一。不論是何種類型的關節炎，只要有關節不能耐受的疼痛或者有明顯破壞，都可以進行人工關節置換。但必須注意以下幾點：①患者年齡>60歲，②體重>80 kg，這也不是絕對的，可以根據實際情況作出判斷。除此之外，患者生活的質量也是影響手術成敗的一個關鍵因素，如血友病、骨骼發育不全、幼年型類風濕性關節炎常有多關節病變，TKA能很好地解決患者的關節功能受限。
2 假體的演變及分類
1969年，最原始的膝關節假體[1]——多中心假體，其最難解決的問題就是術后假體松動。1971年出現的幾何學型假體[2]，最大的亮點就是符合生物力學的要求去匹配關節，然而遺憾的是沒能夠解決假體松動的難題。1973年，Insall開創了人工膝關節發展的巔峰時刻，研制了全髁型假體，后來還改進并開發了旋轉平臺假體。接著Insall又發明了后方穩定型的假體，這是人類史上最能滿足患者需要的膝關節假體之一。但是依然不能很好地避免術后假體的磨損、松動情況發生。
按固定方式可分為骨水泥型、非骨水泥型；按置換范圍可分為單髁型、全髁型；按活動范圍分為固定型、旋轉平臺型；按限制程度又分為限制型、非限制型。盡管有龐大的假體系統供我們選擇，根據患者自身條件選擇最合適類型的假體，直接關系到手術效果。相對于膝關節表面置換術，單髁關節置換術對病變間室進行表面置換，適用于單間室骨關節炎，內側髁進行置換已經發展成熟，但外側髁置換罕見報道。UKA的早期因假體設計、病例選擇、手術技術等問題，失敗率較高。Riddle等[3]報道美國UKA置換數量逐年明顯增加。目前以骨水泥固定型人工關節居多；只要很好地把握手術指征、熟練掌握關節置換的技能，也會得到顯著的療效[4，5]。而生物型固定型假體的制造原理是通過骨與假體之間的緊密貼附達到穩固的作用。但是這種假體對骨骼質量、術者操作能力的要求高，而且術后恢復功能的時間長。限制性假體主要指鉸鏈式假體，術后膝關節只能在某一平面運動內活動，容易發生假體與骨水泥和骨組織之間應力分布高，從而出現假體松動[6]，現在很少用在初次TKA的患者上，但是對于二次翻修術、骨腫瘤術后的關節的重建、嚴重的關節不穩等患者[7，8]有顯著療效。臨床上常用的非限制型假體有三大類：后方穩定型假體、側副韌帶穩定型假體、保留后交叉韌帶型假體。針對人TKA中是否需要保存后十字韌帶，目前還有很多的工作需要進行。Wang等[9]進行了一系列研究發現臨床效果并沒有顯著的提高。認為后交叉保留型假體沒有破壞后交叉韌帶，膝關節在屈曲的時候，股骨會向后方移動，從而增加了膝關節的活動度，而周圍的韌帶能把運動產生的應力抵消，使接觸力明顯下降[10]。因此，要最大程度地維持膝關節的穩定，降低假體-骨水泥-骨組織界面應力，后十字韌帶必須保留；而不保留后十字韌帶的后方穩定型假體的研制是為了增加穩定性、減少假體間應力。通常不保留后叉韌帶的后方穩定型假體[11]首選嚴重畸形及后叉韌帶有缺損的患者。
3 膝關節生物力學模型
3.1 物理模型
膝關節物理模型是將膝關節運動機制概括為四連桿的模型[12]。有學者認為膝關節是由十字韌帶和股、脛骨在矢狀面上構成的四連桿結構。脛骨平臺與股骨髁接觸的狀態下，十字韌帶的拉伸不明顯[13]。十字韌帶的長度及其在股骨、脛骨上的附著位置計算可以得到其形態。因此膝關節物理模型可以簡化成以十字韌帶為核心的股脛關節二維模型[14]。還有些學者建立了三維的四連桿股脛關節模型[15]，并對股骨、脛骨的位置進行了基本的描述。
3.2 解剖模型
膝關節解剖學模型的建立必須先完成其幾何解剖模型。Perie等利用MRI、袁平等利用計算機分別以標本和人體膝關節為核心建立了幾何模型[16，17]。張文等[18]以實體膝關節為研究對象，把原始數據都導入ANSYS軟件計算三維有限元模型，并對模型以及膝關節的受力情況進行了分析。Silvia根據MRI掃描得到的dicom數據利用計算機處理得到了下肢的骨肌三維模型[19]。最典型的是潘哲爾等[20]模擬的三維有限元模型能夠真實地模擬膝關節的力學特性。目前，對于膝關節軟骨和半月板幾何模型的建立也有零星報道。但是沒有一個確實依據證實其準確性。
3.3 運動學模型
Hefzy等[21]將解剖模型分為運動學模型和動力學模型，描述了運動學模型并建立膝關節的各個運動學參數之間的內在聯系，但并未將這些運動學參數與負荷的大小相聯系。Hartfel等[22]將螺旋軸的問題擴展到三維立體空間上。證實了兩個物體運動時，兩個直紋曲面是由于螺旋軸位置的連續性改變形成的。然而不足的是，Hartfel等應用的數據不能構建出精確的螺旋軸曲面模型。構建膝關節精確的螺旋軸曲面模型還有很多工作需要進行。
4 膝關節置換手術方式的發展
TKA的遠期療效關鍵因素是恢復精確的下肢力線，這就涉及到術中精確截骨和軟組織的平衡。通過文獻分析得出以下結論：術后恢復的下肢力線應控制在冠狀面上膝內外翻3°以內；假體的安置應控制股骨髁假體應相對于后髁軸線外旋3°～6°，并平行于STEA。傳統的TKA通常是用手工定位截骨，術者僅憑肉眼和手感輔以術中X線片來判斷假體安置時下肢力線和軟組織平衡等情況，必然會影響截骨的精確度，即使是經驗豐富的關節外科醫生，也會出現>3°的下肢力線不良等結果，以及旋轉定位與關節穩定等問題，術中必然會出現難以估量的因素。因此，傳統TKA的精確度一直是手術醫生最棘手的問題。迄今為止，誕生了一些手術裝置，但由于膝關節的特殊性，尤其是患者伴有膝關節嚴重畸形，給精確的定位和截骨、假體的選擇和安置帶來了重重困難。為了獲得良好的膝關節置換效果，計算機輔助人工膝關節置換手術系統應運而生，從1993年格勒諾布爾著手計算機輔助人工膝關節置換手術系統的研制，于1997年計算機導航TKA系統開始在臨床使用，目的是解決手術醫生困惑已久的難題，達到理想的手術療效[23]。計算機輔助膝關節置換手術系統對置換的膝關節在屈伸過程中的等距間隙和韌帶平衡穩定有獨特的控制能力。計算機導航手術系統在術中可以密切觀察，能夠精確地控制軟組織平衡，而且能獲得膝內外翻3°范圍內的精確的下肢力線和屈伸膝關節的間隙平衡。
5 展望
人工膝關節經過幾十年的發展，在基礎研究、假體設計、生物力學以及手術技術等方面均取得了卓越的成就。但是隨著科學技術的不斷發展，設計出個性化假體、提高假體的使用壽命和提高術后的功能、減輕手術創傷和提高手術精確度，數字化醫學將是今后努力的方向，也必將會對骨科學帶來革命性的變化。
[參考文獻]
[1] Gunston FH. Polycentric knee arthroplasty.Prosthetic simulation of normal knee movement[J]. J Bone Joint Surg Br，1971，53（2）：272-277.
[2] Coventry MB，Finerman GA，Riley LH，et al. A new geometric knee for total knee arthroplasty[J]. Clin Orthop Relat Res，1972，83：157-162.
[3] Riddle DL，Jiranek WA，McGlynn FJ. Yearly incidence of unicompartmental knee arthroplasty in the United States[J]. J Arthroplasty，2008，23（2）：408-412.
[4] Gill GS，Chan KC，Mills DM. 5-to 18-year follow-up study of cemented total knee arthroplasty for patients 55 years old or younger[J]. J Arthroplasty，1997，12（1）：49-54.
[5] Callaghan JJ，Squire MW，Goetz DD，et al. Cemented rotating platform total knee replacement. A nine to twelve year follow-up study[J]. J Bone Joint Surg Am，2000，82（5）：705-711.
[6] Hui FC，Fitzgerald RH Jr. Hinged total knee arthroplasty[J]. J Bone Joint Surg Am，1980，62（4）：513-519.
[7] Karpinski MR，Grimer RJ. Hinged knee replacement in re-vision arthroplasty[J]. Clin Orthp Relat Res，1987，220：185-191.
[8] Hernandez-Vaquero D，Sandoval-Garcia MA. Hinged total knee arthroplasty in the presence of ligamentous deficiency[J]. Clin Orthp Relat Res，2010，468：1248-1253.
[9] Wang CJ，Wang JW，Chen HS. Comparing cruciate-retaining total knee arthroplasty and cruciate-substituting totalknee arthroplasty： A prospective clinical study[J]. Chang Gung Med J，2004，27（8）：578-585.
[10] Most E，Li G，Sultan PG，et al. Kinematic analysis of conventional and high-flexion cruciate-retaining total knee arthroplasties： An in vitro investigation[J]. J Arthroplasty，2005，20：529-535.
[11] 林劍浩，呂厚山. 人工全膝關節置換術的假體選擇[J]. 中華骨科雜志，1996，16（5）：299-301.
[12] Feikes JD，O’Connor JJ，Zavatsky AB. A constraint-based approach to modelling the mobility of the human knee joint[J]. J Biomech，2003，1：125-129.
[13] Feikes J. Articular surface representation in a 3D model of knee mobility[J]. J Biomech，1998，31（Supp11）：148.
[14] Martelli SRE，Ellis MM，Zaffagnini S. Total knee arthroplasty kinematics： computer simulation and intraoperative evaluation[J]. J Arthroplasty，1998，2：145-155.
[15] Wilson DR，Feikes JD，O’Connor JJ. Ligaments and articular contact guide passive knee flexion[J]. J Biomech，1998，12：1127-1136.
[16] Perie D，Hobatho MC. In vivo determination of contact areas and pressure of the femorotibial joint using non-linear finite element analysis[J]. Clin Biomech，1998，6：394-402.
[17] 袁平，王萬春. 膝關節三維有限元模型的建立及生物力學分析[J]. 中南大學學報（醫學版），2010，1：85-89.
[18] 張文，倪俊芳，蔣定華，等. 基于CT圖像構建髕股關節生物力學模型[J]. 蘇州大學學報（工科版），2009，4：57-59.
[19] Blemker SS，Asakawa DS，Gold GE，et al. Image-based musculo modeling： applications，advances，and future opportunities[J]. J Magnet Reson Image，2007，2：441-451.
[20] 潘哲爾，張純武，李馳，等. 基于MRI的膝關節三維有限元模型建立及模擬負載分析[J]. 中國骨與關節損傷雜志，2010，12：3-5.
[21] Hefzy MS，Cooke TDV. Review of knee models： 1996 update[J]. Appl Mech Rev，1996，49：187-189.
[22] Hartfel MA，Lysdahl HJ，Olson DG，et al. The use of screw/axis surfaces in the three-dimensional analysis of the human knee joint[M]//Lantz SA，King AI.Advances in Bioengineering. Anaheim CA： ASME，1986：105-106.
第9篇：運動技術的生物力學原理范文
【摘要】 ［目的］利用工程力學分析軟件CatiaV5，模擬在不同的肩關節功能位置上、間接沖擊暴力所致肱骨骨折的受傷力學機制和力學環境，為認識和治療肱骨骨折提供生物力學依據。［方法］采用高分辨率的人體肩關節斷層解剖圖作為三維重建的數據源，選取自鎖骨頂端至肱骨遠端關節面、共380層的斷層圖像，層厚1 mm，按照點、線、面的建模方式，先建立人體肩關節的三維幾何模型，再予網格化，建立人體肩關節的三維有限元模型，利用該模型，模擬在12個不同的肩關節功能位置上（外展30°、 45°、 60°、 90°、同時合并內旋、中立、外旋）、肱骨受到分級加載的軸向沖擊載荷時的骨折位置以及瞬時的應力、應變狀況。［結果］根據肱骨在不同的功能位置上載荷－應變關系曲線，載荷從0～250 N時，呈線性變化，后為非線性期，卸載后，殘余骨變形；隨著載荷的增加，肱骨干的應變隨之增加。當肩關節的外展位置由90°逐漸變為30°時，肱骨干上內外側應變逐漸增加，內外旋45°時應變比中立位時增加顯著；同時，肱骨干內外側的應力不同，內側應力大，外側應力小，內外旋時，肱骨干的應力增加更快、更大。［結論］在肩關節不同的功能位置上，三維有限元分析逼真地模擬出各自不同的肱骨應力、應變狀態值及骨完整性受到破壞的三維圖像、骨折線的大體走向；肱骨骨折的三維有限元模擬和分析是研究與骨折相關的力學原理的非常有價值的方法。
【關鍵詞】 間接暴力； 肱骨骨折； 三維有限元； 模擬
Abstract：［Objective］To simulate the biomechanics mechanism and environment of humeral fracture caused by indirect impact force for the purpose of biomechanics understanding and treatment of such fracture.［Method］Based on the data source， which was highresolution anatomic slice images from approximal clavicle to distal humerus， 1 mm thickness and totally 380 layers， the geometric model of total shoulder joint was established according to the order:point， line，area， and further meshed to set up the three dimension finite element model of shoulder， fracture sites and instantaneous stress and strain of humerus were simulated and analyzed under the condition which longitudinal impact force was loaded on the humerus based on the 12 functional positions of shoulder(abduction 30°、 45°、 60°、 90°， and simultaneous neutrality， internal rotation 45°，external rotation 45°).［Result］According to the humeral shaft loadstrain curve in different functional positions of shoulder， linear relation was found when load changed from 0 N to 250 N， after which nonlinear come out， and even load was removed ， bone was deformed eternally. With the rise in load amount， the increase in stress was detected. When abduction degree changed from 90° to 30°， the strain of humerus， both the lateral and the medial increased gradually，and increase in internal rotation 45°and external rotation 45° was more significant than that in neutrality. Meanwhile， stress difference could be seen between the lateral and the medial ， and medial was larger than the lateral. Increase in stress in rotation positions was quicker and more than that in other functional positions.［Conclusion］Based on 4 abduction degrees (30°， 45°， 60°， 90°) and 3 rotation degrees(neutrality， internal rotation 45°，external rotation 45°) ，the three dimensional finite element shoulder could simulate precisely stress， strain， general trend of fracture line， three dimension images of bone failure. Three dimension finite element simulation and analysis of shoulder is a valuable mechanical method for research on biomechanics theory related to humerus fracture.
Key words：indirect impact force; humerus fracture; three dimensional finite element; simulation
臨床上，肱骨骨折的發生率并不少見。目前，對于肱骨骨折確切的損傷機制尚缺乏較深刻的了解，較透徹的闡明肱骨骨折的機制方面的知識對于肱骨骨折的預防和治療將會產生重要的指導意義。本研究就是利用人體肩關節的三維有限元模型，模擬不同的軸向沖擊載荷下，肱骨的形變情況，并顯示其動態過程，探討肱骨骨折的受傷應力機制。
1 材料與方法
1.1 肩關節結構的幾何實體重建
采用高分辨率的人體肩關節斷層解剖圖作為三維重建的數據源，按照點－線－面－體的方式建立肩關節的幾何實體形狀，可以分別顯示皮質骨、松質骨、軟骨及髓腔結構，在Catia V5運行平臺上可以任意角度轉動，觀察模型的解剖結構和方向（圖1）。
1． 2 肩關節三維有限元模型的構建
肩關節的三維實體建模完成后，根據材料特性的不同，定義軟骨、皮質骨、松質骨材料力學參數（表1）。選用10節點的四面體單元，該四面體具有6個方向的自由度，在Catia V5運行平臺上，定義肩關節的各項參數和指標，選擇中上等精度的自動網格劃分模式，對肩關節進行自動網格化，生成3 977個節點（nodes）、20 919個四面體單元（elements）（圖2）。表1 肩關節的材料力學參數（Joseph. A等 2002年）
1.3 肩關節不同功能位置上肱骨骨折的三維有限元模擬
啟動Catia V5的結構模塊。根據盂肱關節面的接觸關系，及肱骨頭的旋轉中心的確立，固定肩胛骨相對不動，將肱骨分別從0°位外展到30°、45°、60°、90°每個位置上；分別設定3種旋轉狀態：中立位、外旋45°、內旋45°，從而將肩關節的動態功能過程分割成12個不同的功能位置。在每一個位置下，根據盂肱關節面接觸區域的位置和范圍，設定肱骨的邊界約束，限制其所有方向的自由度。
自肱骨遠端分別加載以0.1 s梯度增加的300 N軸向沖擊載荷，載荷持續時程為1 s，同時自肱骨大結節加載50 N水平恒定載荷，啟動Catia V5的求解模塊，計算機進入沖擊受力分析模塊程序。運算結束后，得到動態顯示的加載－形變過程，分析其應力分布和骨折移位狀況。根據圖像的模擬結果，我們可以判斷不同的功能位置上的骨斷裂的位置和移位方向，根據節點的斷裂度判斷骨折線的大致走向。
2 結 果
計算機運算結束后，得到12個功能位置上、暴力載荷下的肱骨應力、形變趨勢，并且動態展示出來。本文以45°外展位為例(圖3～5)；此外， 通過鼠標取值，可以記錄肱骨上的平均應變值（圖6），從而進一步繪制載荷－應變曲線（圖7），了解肱骨隨載荷變化的生物力學規律。
轉貼于
3 討 論
3.1 本研究中骨折模擬的力學合理性
造成骨折的原因有內因和外因兩個方面，前者是指骨結構本身的特性，例如材料性質和結構性質，后者是指骨骼受外力的方向、大小、變化速度以及肢體的空間位置等［1］。對于肱骨骨折而言，常見于摔倒時，上肢撐地，沖擊載荷在較短的時間內通過間接傳遞作用于骨骼，造成骨折［2］；同時，由于人體上臂具有靈活的運動范圍，故摔倒時，肱骨可以有多個不同的功能位置，而這種位置直接影響骨骼的受力矢量，因此，本研究在前期肩關節三維有限元模型和肩關節試驗力學分析結果的基礎上，模擬不同功能位置上的肱骨骨折狀態，是符合肩關節生物力學原理的［3］。
3.2 三維有限元分析法模擬肱骨骨折的優勢所在
肱骨發生骨折時，由于其瞬時性的特點，往往很難重復其具體過程，無法對其進行實時分析。試驗研究的條件下進行骨折力學分析時，當載荷超過骨的極限強度時，骨小梁斷裂，骨結構的完整性破壞。目前的力學記錄儀器尚不能記錄峰值強度以后的骨應力和骨應變，特別是骨的內部力學狀況，所以，用試驗的方法研究骨折的力學機制存在著明顯的不足，它不能提供骨折完整過程的信息，故本研究嘗試用先進的計算機技術，憑借工程力學的軟件，按照生物力學的原理，去研究肱骨骨折的損傷機制，是對試驗力學有力的補充和完善。運用三維的視覺環境，高度形象地模擬骨折的形變和應力分布。作為一項被運用到醫學領域的計算機技術，三維有限元分析法可以高度模擬物體結構與材料的特性；既可以精確地反映區域性的信息，又可以完整地反映全域性的信息；既可以進行精確的計算分析，又可以從事形象的、直觀的定性研究，分析研究的重復性好，應用面廣，適應性強，可以反復使用，無損耗，能夠通過模擬分析的方法研究實驗方法所不能研究的工況（或生理狀況），得到客觀實體實驗法所難以得到的研究結果［4］。
3.3 有限元模擬肱骨骨折受傷機制的臨床意義
從肱骨骨折的三維有限元動態模擬圖像資料上看，當關節盂實施邊界約束、肱骨大結節加載基礎載荷、于肱骨遠端加載以0.1 s梯度增加的300 N沖擊載荷時，應力逐漸由肱骨遠端移向骨干部，隨著力的傳遞，壓力集中在肱骨頸干交界部位和干部上段部分，應力在其前側和/或內側達到最大聚積；而與此同時，與關節盂相接觸的肱骨關節面的部分，應力也逐漸增加，這兩個應力集中區域在沖擊載荷作用下，應力增加不顯著。骨應變圖提示這個區域此時承載的載荷逐漸轉成張力區，2種載荷交界區域即是骨小梁承受彎曲最大的部位，當能量完全釋放，骨小梁斷裂，骨折線產生，遠段肱骨部分移向后側或/和外側。應變是應力作用于骨組織的的結果，伴隨著應力的變化，肱骨上應變發生變化，骨形變不可避免。另外，作者看到，在12個不同的功能位置上，相同的加載時，肱骨的應力集中區發生了轉移和變化。當從30°90°外展時，高應力區由內側逐漸轉向外側，而以 60°外展外旋位置上應力最高，達3.13 MPa。也就是說在這個位置上摔倒時，骨骼承受最大的應力，骨應變在此區域最大，故骨折發生率較高，特別對于本身骨強度減弱的情況下（例如、
圖1 肩關節的三維幾何實體重建圖像 圖2 肩關節的三維網格化 圖3 45°外展中立位的骨折形變模擬過程（ae.形變過程；f.骨折線的走行） 圖4
45°外展內旋位的骨折形變模擬過程（ae.形變過程；f.骨折線的走行）
圖5 45°外展外旋位的骨折形變模擬過程（ae.形變過程；f.骨折線的走行） 圖6 箭頭所指為鼠標取值 圖7 外展45°位置上中立位、外旋45°、內旋45°時肱骨干上載荷－應變關系曲線質疏松時），在30°外展位置上易發生由肱骨外科頸和肱骨上段后上向前下的骨折移位［5］；而在90°外展加載時，骨折線接近橫行走向，因此可以推測在健康人群中，肩關節30°～90°范圍摔倒時，骨折線由斜形逐漸變成橫行，且肱骨外科頸和肱骨上段時更易于骨折和移位置［6，7］。
此外，不同的肩關節旋轉位置對肱骨骨折也產生一定的影響。從圖像中可以發現當內旋和外旋時，肱骨上的應力分布發生轉移。內旋時，高應力區移向肱骨的前外側，外旋時，高應力區移向肱骨的內側，并伴隨骨折線出現部位的轉移。根據動態模擬圖像中，可以清晰顯示骨折的動態現況，且可以反復回放，任意提取任何一個需要的信息。
3.4 肩關節有限元模擬分析的應用前景
本研究中所建立的肩關節三維有限元是一個良好的生物力學研究工具，利用它，不僅可以對關節的骨性結構進行力學分析，同時通過建立三維連接單元，還可以重建肩關節的任一個軟組織結構；通過這些軟組織的試驗力學測試，獲得相關的材料參數，同樣可以將軟組織的有限元模型建立起來，繼而進行力學分析。本論文僅僅對肱骨骨折實施了有限元的模擬，使用同樣的方法，可以對其他肩關節的其他結構的損傷機理進行模擬，如鎖骨骨折、脫位、肩胛骨骨折、盂肱關節的脫位、慢性肩關節不穩、肩峰撞擊癥等。
總之，隨著計算機技術的不斷發展，以及力學分析軟件的不斷完善，三維有限元分析法一定會在骨關節生物力學研究領域發揮越來越大的作用。
【參考文獻】
［1］ Joseph A， Buckwalter ，Thomas A，等.骨科基礎科學：骨關節肌肉系統生物學與生物力學［M］.第2版，北京：人民衛生出版社，2002，17-19.
［2］ Simpson AM. Fractures of the humerus［J］. Clin Tech Small Anim Pract， 2004，3:120-127.
［3］ Chiu J， Robinovitch SN.Prediction of upper extremity impact forces during falls on the outstretched hand［J］.J Biomech， 1998，12:1169-1176.
［4］ Buchler P， Rakotomanana L， Farron A. Virtual power based algorithm for decoupling large motions from infinitesimal strains:application to shoulder joint biomechanics［J］. Comput Methods Biomech Biomed Engin， 2002，6:387-396.
［5］ 黃海晶，金鴻賓，王志彬，等.肱骨近端骨折的解剖特點與治療［J］.中國矯形外科雜志，2007，6：435-437.
［6］ Debski RE， Weiss JA， Newman WJ，et al. Stress and strain in the anterior band of the inferior glenohumeral ligament during a simulated clinical examination［J］. J Shoulder Elbow Surg， 2005，1:24-31.
