王 勇，梁雷超，王東海，湯運啟,4，傅維杰，伍 勰，劉 宇

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鞍座高度對騎行時髕股關節(jié)力學特征影響的研究

王 勇1,2，梁雷超3，王東海1，湯運啟1,4，傅維杰1，伍 勰1，劉 宇1

1.上海體育學院 運動科學學院, 上海 200438; 2.聊城大學 體育學院, 山東 聊城 252000; 3.上海健康醫(yī)學院 康復學院, 上海 201318; 4.陜西科技大學 設計與藝術(shù)學院, 陜西 西安 710021。

目的：探討不同鞍座高度對穩(wěn)定騎行狀態(tài)下髕股關節(jié)載荷的影響，為科學健身騎行提供理論參考。方法：20名受試者以隨機的順序完成（中等高度座高，Medium；自選高度座高，Preferred；較低高度座高，Low；較高高度座高，High）4種鞍座高度下的騎行，采用三維紅外動作捕捉系統(tǒng)（200 Hz）、三維腳蹬測力臺（1 000 Hz）同步采集受試者騎行狀態(tài)下的右側(cè)下肢髖、膝、踝關節(jié)運動學、踏板反作用力數(shù)據(jù)；使用三維分析軟件（Visual 3D）、Matlab軟件計算、分析連續(xù)10個踩踏周期的運動學、動力學指標。結(jié)果：采用較低的鞍座高度騎行時具有較大的股四頭肌峰值肌力（＜0.05）、髕股關節(jié)峰值力（＜0.05），與較高的鞍座騎行相比具有較大的髕股關節(jié)峰值應力（＜0.05），同時髕股關節(jié)峰值力出現(xiàn)時膝關節(jié)屈曲角度更大（＜0.05）；鞍座高度并沒有影響髕股關節(jié)峰值應力出現(xiàn)時的膝關節(jié)角度（＞0.05）。結(jié)論：較低的鞍座高度騎行時，具有較大的股四頭肌峰值肌力、髕股關節(jié)峰值力及髕股關節(jié)峰值應力，同時髕股關節(jié)峰值力出現(xiàn)時具有較大的膝關節(jié)角度。因此，從預防股髕關節(jié)疼痛綜合癥的觀點出發(fā)，騎行時需對鞍座高度進行適當?shù)恼{(diào)整，不建議采用較低的鞍座高度騎行。

騎行；鞍座高度；髕股關節(jié)力；髕股關節(jié)應力

1 前言

騎行已成為運動鍛煉及臨床中如膝骨關節(jié)炎、前交叉韌帶損傷、中風等疾病患者的一項有效康復手段[16]。但是有文獻顯示，長時間騎行也可能導致膝關節(jié)過用損傷（overuse injuries），大約40%～60%的騎行者經(jīng)歷過膝關節(jié)疼痛[12,27]，其中髕股關節(jié)痛（patellofemoral joint pain，PFP）[11]是最為常見的騎行運動損傷之一。關于騎行中PFP的損傷發(fā)生病理學尚不清楚[13]，但許多研究者認為，自行車鞍座高度設置不合理是誘發(fā)PFP的原因之一[2,20,22]。

自行車鞍座高度變化可以影響髕股關節(jié)（patellofemoral joint）運動學與動力學[5]。有研究發(fā)現(xiàn)，自行車鞍座高度降低可引起膝關節(jié)屈曲角度增大，進而導致髕骨與股骨之間垂直方向的壓力增大，加重PFP[21]。騎行中，髕骨與股骨間接觸力-髕股關節(jié)力（patellofemoral joint force，PFJF）的異?？赡苁且痼x股關節(jié)痛的根本原因[10]。目前對于鞍座高度對PFJF的影響還存有爭議。Ericson等[13]發(fā)現(xiàn)，降低鞍座高度能夠引起PFJF的增加；但Bini等[23]的研究卻發(fā)現(xiàn)鞍座高度的變化沒有引起PFJF的改變。此外，Besier等[3]認為，相對于PFJF，髕股關節(jié)間的應力（stress）變化能夠更好地解釋力的變化與疼痛之間的關系，并認為PFP是由于髕股關節(jié)應力（patellofemoral joint stress, PFJS）增加導致。這在走[14]、跑[24]等運動當中已經(jīng)得以證實，但自行車中關于PFJS的研究較為少見。

目前，對騎行時的鞍座高度設置尚沒有統(tǒng)一的標準[25]，普通人群常根據(jù)自己的喜好選擇鞍座高度（自選高度）[16]，此外，更有許多人在選擇如共享單車作為交通工具時，常常不加調(diào)整或調(diào)整不當。最新的研究則認為，膝關節(jié)角度處于25°[6]（定義見方法部分）為最佳的騎行高度，但其與實際騎行當中常用的幾種坐高之間有著怎樣的差異，該方面的研究較為少見。本研究旨在對比中等高度座高（Medium）、自選高度座高（Preferred）、較低高度座高（Low）、較高高度座高（High）4種鞍座高度下騎行時的膝關節(jié)運動學、動力學參數(shù)差異，探討鞍座高度變化對髕股關節(jié)受力及膝關節(jié)運動損傷發(fā)生風險的影響，為科學健身騎行提供理論參考。本研究的假設為：1）髕股關節(jié)力峰值時刻對應的膝關節(jié)角度隨鞍座高度的降低而增大；2）髕股關節(jié)力隨鞍座高度的降低而增加；3）髕股關節(jié)應力隨鞍座高度的降低而增加。

2 研究對象與方法

2.1 研究對象

選取20名上海體育學院體育教育訓練學專業(yè)學生作為研究對象（表1）。所有受試者實驗前24 h內(nèi)未從事劇烈運動，確定其下肢三關節(jié)半年內(nèi)無明顯損傷，解剖結(jié)構(gòu)和機能正常，身體狀況以及運動能力良好，右腿為優(yōu)勢腿[23]，理解本實驗意圖并簽署同意書。

表1 受試者基本情況

2.2 儀器設備

2.2.1 可調(diào)式騎行平臺

根據(jù)實驗需要，本研究團隊整合、設計了一種可調(diào)式騎行平臺（圖1）。騎行的阻力實施由改裝后的功率自行車（MONARK，828E）控制，自行研發(fā)的騎行平臺可實現(xiàn)座高可調(diào)（鞍座前后，車把前后、上下也可調(diào)），最大限度地保持了其機械性能。將可調(diào)式車架與改裝的功率自行車連接得到了實驗用的可調(diào)式騎行平臺（調(diào)節(jié)精度≤1 mm，可通過傳感器實時讀取、反饋）。

圖1 測試現(xiàn)場儀器架設（上）、下肢三關節(jié)角度（θh為髖關節(jié)，θ為膝關節(jié)，θa為踝關節(jié)）的定義影像圖（下）

Figure 1. Experimental Set-up and the Definition of theHip, Knee and Ankle Angle，θh-hip Angle, θ-knee Angle, θa-ankle Angle

2.2.2 三維運動學捕捉系統(tǒng)

本研究運動學數(shù)據(jù)的采集使用Vicon紅外高速運動捕捉系統(tǒng)和T40型號的10臺攝像機，采樣頻率200 Hz。Marker點黏貼在各解剖學標志點[1]。此外，為跟蹤腳蹬測力臺，設計了一個“F”型框架，放于測力臺前側(cè)面，“F”型框架上有5個點，另外有2個點放在自行車的中軸上（圖1）。

2.2.3 三維測力腳踏

動力學數(shù)據(jù)的采集采用一臺定制的腳蹬測力臺 [（長×寬×高：115×80×34.8 mm）Kistler，9016B]，4個角各分布有一個壓晶式測力傳感器（圖1）。力值誤差：3個方向上小于5 N；2 min內(nèi)漂移小于10 N。壓心誤差：3個方向上均小于5 mm。本研究統(tǒng)一采集右側(cè)下肢（優(yōu)勢腿）的動力學數(shù)據(jù)，采樣頻率1 000 Hz，測力臺安裝在右腳踏板上，左腳踏板進行了配重。

運動學、動力學數(shù)據(jù)采集采用外部觸發(fā)的同步盒實現(xiàn)兩者的同步采集。

2.3 實驗方案

在正式實驗前采集受試者的身高、體重。受試者到實驗室后進行較低負荷自選高度的騎行，熱身15 min。然后進行固定踩踏頻率（60 revolution per minute, rpm）、負荷（1 kg）、4種座高的騎行。預實驗證明受試者使用節(jié)拍器能夠很好的控制騎行頻率，因此使用了節(jié)拍器來控制騎行頻率。膝關節(jié)角度采用角度器測量大轉(zhuǎn)子、膝關節(jié)外側(cè)髁、踝關節(jié)外側(cè)3點連線的角度來確定（圖1）。本研究選用了4種常用的鞍座高度[5]進行研究：1）中等高度座高（Medium），踏板位于下死點時膝關節(jié)角度為25°；2）自選高度座高（Preferred），受試者自己選擇的座高；3）較低高度座高（Low），自選高度－15°；4）較高高度座高（High），自選高度＋15°。4種座高的采集順序是隨機的。每種座高，受試者騎行3 min，當受試者進入穩(wěn)定狀態(tài)后（踩踏頻率固定在60 rpm[18]），采集穩(wěn)定狀態(tài)下10個連續(xù)完整的踩踏周期。每次測試間隔：受試者休息3~5 min，待其心率恢復至靜息心率時，方可進行下次騎行。受試者在每種座高騎行時，軀干與水平面的夾角保持在35°，腳與踏板中軸保持垂直，且第一跖骨頭放在踏板中軸上，目視前方看懸掛物（騎行平臺正前方3 m處，與受試者頭部等高）。

2.4 數(shù)據(jù)處理

本研究對下肢三關節(jié)角度的定義如圖1所示，踩踏周期的定義為：從上死點開始到下一個上死點結(jié)束（圖2）。

在VICON中將采集的原始運動學與動力學數(shù)據(jù)進行建模、補點處理后生成新的C3D文件，將其導入Visual 3D（美國，C-MOTION，V5）三維分析軟件，獲取右下肢髖、膝、踝三關節(jié)矢狀面的關節(jié)角度、關節(jié)力矩。原始的運動學與動力學信號采用Butter-worth四階數(shù)字低通濾波器濾波，運動學截止頻率6 Hz[7]，動力學截止頻率為50 Hz[7]。

圖2 踩踏周期定義

Figure2. Diagram of One Complete Cycle

圖3 髕股關節(jié)隔離體以及角度定義

Figure 3. Free-body Diagram of the Patella and the Definition of the Angle

目前國內(nèi)外關于騎行的研究中，動態(tài)條件下的PFJF計算主要采用生物力學模型的方法，其中Zajac等[28]、Mason等[19]、Bressel[9]的模型較為常用。本研究引用Bressel的計算模型，假設騎行中矢狀面凈膝關節(jié)力矩為正值時即為伸膝力矩，這會導致對髕股關節(jié)受力的低估。但考慮到騎行下沖程當中膝關節(jié)力矩主要為伸膝力矩（Zajac模型），因此，該假設也被研究者所認可[9,14,19]。髕骨與股骨接觸面積主要依據(jù)Vannatta等[24]使用的模型回歸方程得到，在上述基礎上完成PFJS的計算，具體如下：

2.4.1 股四頭肌肌力計算

本研究同樣假設騎行中矢狀面凈膝關節(jié)力矩為正值時即為伸膝力矩，即：

2.4.2 髕股關節(jié)力計算

其中：

2.4.3 髕股關節(jié)應力計算

2.5 統(tǒng)計方法

各樣本數(shù)據(jù)的正態(tài)分布用Shapiroe-Wilk進行檢驗，并采用Levene’s檢驗各樣本方差齊性。采用多元方差分析（One-way repeated measues of MANOVA）觀察座高對髕股關節(jié)力峰值時刻對應的膝關節(jié)角度（KAPFJF）、髕股關節(jié)應力峰值時刻對應的膝關節(jié)角度（KAPFJS）、股四頭肌峰值肌力（QFpeak）、髕股關節(jié)峰值力（PFJFpeak）、髕股關節(jié)峰值應力（PFJSpeak）各指標的影響，若Wilks’Lambda多重檢驗具有顯著性，則采用LSDpost-hoc檢驗進行事后兩兩比較，以此確定差異具體來自于哪兩種水平，統(tǒng)計顯著性水平設為＜0.05，本研究的統(tǒng)計學全部采用統(tǒng)計軟件SPSS 21.0（IBMS, NY, USA）進行處理。

3 研究結(jié)果

3.1 不同鞍座高度騎行時的膝關節(jié)角度

由圖4所示，隨著曲柄角度的增加（由TDC開始），髖、膝和踝關節(jié)均開始做伸展動作，在BDC前后達到最大，此后開始做屈曲動作，并在到達TDC前達到極值。本研究發(fā)現(xiàn)，鞍座高度對KAPFJF產(chǎn)生了影響（＜0.001），與Preferred、Medium以及High相比，在鞍座高度Low騎行時，具有最大的膝關節(jié)角度（值分別為0.008、0.026和0.014），而采用其他3種鞍座高度騎行時，KAPFJF差異不具有顯著性（＞0.05）。但是，鞍座高度并沒有影響KAPFJS（=0.530）（表2）。

表2 4種鞍座高度騎行時的KAPFJF、KAPFJS和KABDC（°）

注：a表示與座高Low對比差異具有顯著性，b表示與座高Preferred對比差異具有顯著性，c代表與座高High對比差異具有顯著性，＜0.05，下同。

圖4 4種鞍座高度騎行時矢狀面髖（上）、膝（中）、踝（下）三關節(jié)角度（n=20）

Figure 4. Representative Curves for the Average Sagittal Hip(top), Knee (middle) and Ankle (bottom) Angle (=20)

采用Preferred、Medium鞍座高度騎行時BDC時刻膝關節(jié)角度（KABDC）處于30°左右。鞍座高度影響了KABDC（＜0.001），與Preferred、Medium以及High相比，在鞍座高度Low騎行時，具有最大的KABDC（＜0.001），隨著鞍座高度增加，KABDC逐漸減小（表2）。

3.2 不同鞍座高度騎行時QF、PFJF與PFJS

圖5 4種鞍座高度騎行時QF（上）、PFJF（中）與PFJS（下）曲線隨曲柄角度變化（n=20）

Figure 5. Representative Curves for QF (top),PFJF(middle) and PFJS(bottom)（=20）

如圖5所示，隨著曲柄角度的增加（由TDC開始），QF、PFJF與PFJS不斷增大，并在曲柄角度達到90°之前達到峰值，但QFpeak與PFJFpeak出現(xiàn)時刻要早于PFJSpeak出現(xiàn)時刻，隨后均不斷減小。鞍座高度影響了QFpeak、PFJFpeak以及PFJSpeak的大小（＜0.001）。與Preferred、Medium以及High相比，在鞍座高度Low騎行時，具有較大的QFpeak（值分別為0.047、0.025和0.021）、PFJFpeak（值分別為0.019、0.010和0.007），同時與座高High相比，鞍座高度Low具有較大的PFJSpeak（=0.008）。Preferred、Medium與High 3種座高騎行時的QFpeak與PFJFpeak差異不具有顯著性（＞0.05）；Preferred與Medium騎行時的PFJSpeak差異也不具有顯著性（=0.645）（表3）。

4 討論

4.1 鞍座高度對KAPFJF、KAPFJS的影響

本研究結(jié)果表明，采用鞍座Low騎行時，具有最大的KAPFJF（96.42±10.81°），這一研究結(jié)果支持了本研究KAPFJF隨鞍座高度的降低而增加的假設。這一發(fā)現(xiàn)與Ericson等[23]和Bini等[25]的研究相似。這是由于在鞍座高度Low騎行時，膝關節(jié)在騎行中的下沖程階段（從TDC到BDC）無法充分伸展，而伸膝力矩峰值通常出現(xiàn)在這一階段，同時過低的鞍座限制了踝關節(jié)的跖屈，從而導致在伸膝力矩峰值出現(xiàn)時刻具有更大的膝關節(jié)角度。前人的研究發(fā)現(xiàn)，長時間采用較大的膝關節(jié)角度騎行是造成PFP的主要原因，這可能是由于膝關節(jié)屈曲角度變大時，髕骨與股骨之間垂直方向的壓力增大導致[21]，因此，結(jié)合本研究的結(jié)果，不建議采用較低的鞍座高度騎行。

此外，本研究發(fā)現(xiàn)，鞍座高度對于KAPFJS沒有影響（＞0.05），此時的膝關節(jié)角度大約在80°左右，這可能是因為，無論在哪種鞍座高度騎行，PFJFpeak出現(xiàn)時刻與PFJSpeak出現(xiàn)時刻不相一致，而后者相對較晚一些。PFJFpeak出現(xiàn)時的膝關節(jié)角度也較大，髕骨與股骨之間的接觸面積也較大，因此，此時的PFJS沒有達到最大值，隨著膝關節(jié)的伸展，膝關節(jié)角度變小，雖然此時PFJF在變小，但是髕骨與股骨之間的接觸面積也在減小，因此，在隨后的某一時刻PFJS達到最大。

有研究認為，騎行時KABDC處于25°～30°是比較合適的[22]。本研究發(fā)現(xiàn)，采用Preferred、Medium鞍座高度騎行時KABDC處于30°左右，因此，建議騎行時采用Preferred、Medium兩種鞍座高度。盡管本研究發(fā)現(xiàn)采用較高（High）的座高騎行時，PFJS較小，但同時發(fā)現(xiàn)在BDC時刻具有最小的膝關節(jié)角度（21.6±5.4°）。有文獻報道，長時間采用過高的鞍座騎行容易導致髂脛束綜合癥（iliotibial band syndrome）[15,20]，其發(fā)病原因可能與BDC時刻過小的膝關節(jié)角度（＜30°）[17]有關，因此，增加鞍座高度對于髕股關節(jié)痛患者來說可能緩解疼痛，但是鑒于避免患髂脛束綜合癥的風險，建議髕股關節(jié)痛患者采用中等高度座高進行康復騎行。

4.2 鞍座高度對PFJF的影響

本研究發(fā)現(xiàn)，以較低鞍座高度騎行時存在著較大的PFJFpeak，PFJF隨鞍座高度的降低而增加。Ericson等[13]的研究同樣發(fā)現(xiàn)降低鞍座高度能夠增加PFJF。騎行任務（抵抗負荷）是由下肢三關節(jié)協(xié)調(diào)共同完成的，較低的鞍座高度騎行限制了髖關節(jié)與踝關節(jié)的伸展，同時，膝關節(jié)屈曲角度的增加導致QF臂減小，在提供相同的力矩時，必然需要增加QF，同理，根據(jù)PFJF的計算方法，PFJF也必然增加。然而，Bini等[23]的研究沒有發(fā)現(xiàn)鞍座高度對PFJF產(chǎn)生影響，這可能是由于鞍座之間的變化較小（＜3%），不足以引起膝關節(jié)負載的變化所導致。

表3 4種鞍座高度騎行時的QFpeak、PFJFpeak和PFJSpeak

4.3 鞍座高度對PFJS的影響

本研究發(fā)現(xiàn)，以較低鞍座高度騎行時存在著較大的PFJSpeak，該發(fā)現(xiàn)支持了本研究PFJS隨鞍座高度的降低而增加的假設。根據(jù)計算PFJSpeak的模型可知，PFJSpeak的增大可能是由于PFJF的增加，或者是髕骨與股骨間接觸面積的減小導致。本研究的結(jié)果表明，降低鞍座高度可以引起PFJF的增加，這是造成本研究PFJS增大的根本原因。此外，本研究的另一研究結(jié)果，即降低鞍座高度可以引起QF的增加，根據(jù)PFJF的計算模型，這也可以解釋降低鞍座高度可以引起PFJF增加的原因。

本研究發(fā)現(xiàn)，盡管采用較低的座高騎行增加了膝關節(jié)屈曲角度，相對的增加了髕股關節(jié)接觸面積[4]，但同時也增加了PFJF，最終導致PFJSpeak增加。這對于那些患有PFP的患者來說，采用較低的鞍座高度騎行時更能夠增加疼痛，因此，不建議采用較低的鞍座高度騎行。

此外，有多項研究探討了不同人群行走、跑步等運動中的PFJS，均大于本研究騎行時的數(shù)值。Ward等[26]發(fā)現(xiàn)，在快速行走中健康人群的PFJS峰值約為3.1 Mpa，高位髕骨人群約為4.9 Mpa。Vannatta等[24]研究了16名健康女性在兩種跑步模式下（足跟觸地與腳前掌觸地）的PFJS均值為15.8 MPa。類似的研究有Brechter等[8]發(fā)現(xiàn)，健康人群與具有髕股關節(jié)痛的人群在上、下樓梯過程中的PFJS均約為7 Mpa。上述結(jié)果均遠大于本研究的發(fā)現(xiàn)（1.1 Mpa），由此可見，在低負荷情況下，騎行時的PFJSpeak要遠小于走、跑、上下樓梯時的峰值應力。僅從峰值應力大小的角度來講，本研究的結(jié)果支持低負荷騎行可以作為一種健身騎行或康復騎行的建議。

4.4 本研究存在的局限性與后期展望

在本研究中，髕股關節(jié)受力的計算仍是基于前人生物力學模型的方法，該方法存在著一定程度的不足。首先，計算中假設伸膝力矩與凈關節(jié)力矩相等，這會導致對髕股關節(jié)受力的低估。因為凈關節(jié)力矩是伸肌力矩與屈肌力矩的合力矩，雖然在膝關節(jié)伸展過程中的屈肌力矩非常小，但嚴格意義上在研究中是不能忽略的。其次，本研究采用的股四頭肌肌力臂與髕股關節(jié)接觸面積都是根據(jù)前人的回歸方程計算得到的，但這些計算結(jié)果與真實運動中的人體數(shù)據(jù)不一定完全相符。最后，本文僅提供了應力大小，并沒有提供應力的分布，正如Besier等人[3]說的，當考慮患者的疼痛時，應力的分布似乎更加重要，因為相對較大的力作用在一個較小的面積上更能夠?qū)е绿弁?，但是僅通過計算平均壓力卻無法得到這一有用的信息。

針對上述不足，后期研究展望：1）采用如SIMI或Opensim等仿真軟件建立騎行中人體肌肉模型，以獲取相對精確的股四頭肌肌力；2）采用更為先進的雙平面正交熒光成像技術(shù)（dual-fluoroscopic imaging system，DFIS）直接量化騎行中髕股關節(jié)的接觸面積，并采用有限元建模的方法計算PFJS的分布。

5 結(jié)論

較低的鞍座高度騎行時，具有較大的股四頭肌峰值肌力、髕股關節(jié)峰值力及髕股關節(jié)峰值應力，同時，髕股關節(jié)峰值力出現(xiàn)時具有較大的膝關節(jié)角度，因此，從預防股髕關節(jié)疼痛綜合癥的觀點出發(fā)，騎行時需對鞍座高度進行適當?shù)恼{(diào)整，不建議采用較低的鞍座高度長時間騎行；對于髕股關節(jié)痛患者，建議采用中等高度座高（腳置于踏板，位于下死點時膝關節(jié)屈曲角度30°左右）進行低負荷的康復騎行。

[1] 張希妮, 傅維杰, 夏銳,等. 不同疲勞誘導方案對落地時下肢關節(jié)力學、剛度和能量吸收的影響[J]. 體育科學, 2017, 37(11): 48-55.

[2] ALTHUNYAN A K,DARWISH M A,ABDEL WAHAB M M. Knee problems and its associated factors among active cyclists in Eastern Province, Saudi Arabia[J]. J Family Community Med, 2017, 24(1): 23-29.

[3] BESIER T F,GOLD G E,BEAUPR G S,. A modeling framework to estimate patellofemoral joint cartilage stress in vivo[J]. Med Sci Sports Exerc, 2005, 37(11): 1924-1930.

[4] BESIER T F,DRAPER C E,GOLD G E,. Patellofemoral joint contact area increases with knee flexion and weight-bearing[J]. J Orthop Res, 2005, 23(2): 345-350.

[5] BINI R R,HUME P A,KILDING A E. Saddle height effects on pedal forces, joint mechanical work and kinematics of cyclists and triathletes[J]. Eur J Sport Sci, 2014, 14(1): 44-52.

[6] BINI R R,HUME P A,CROFT J L. Effects of bicycle saddle height on knee injury risk and cycling performance[J]. Sports Med, 2011, 41(6): 463-476.

[7] BINI R R,TAMBORINDEGUY A C,MOTA C B. Effects of saddle height, pedaling cadence, and workload on joint kinetics and kinematics during cycling[J]. J Sport Rehabil, 2010, 19(3): 301-314.

[8] BRECHTER J H,POWERS C M. Patellofemoral joint stress during stair ascent and descent in persons with and without patellofemoral pain[J]. Gait Posture, 2002, 16(2): 115-123.

[9] BRESSEL E. The influence of ergometer pedaling direction on peak patellofemoral joint forces[J]. Clin Biomech, 2001, 16(5): 431-437.

[10] BROWNE C,HERMIDA J C,BERGULA A,. Patellofemoral forces after total knee arthroplasty: Effect of extensor moment arm[J]. Knee, 2005, 12(2): 81-88.

[11] CALLAGHAN M J. Lower body problems and injury in cycling[J]. J Bodyw Mov Ther, 2005, 9(3): 226-236.

[12] DANNENBERG A L,NEEDLE S,MULLADY D,. Predictors of injury among 1638 riders in a recreation long-distance bicycle tour: Cycle cross Maryland[J]. Am J Sports Med, 1996, 24(6): 747-753.

[13] ERICSON M O,NISELL R. Patellofemoral joint forces during ergometric cycling[J]. Phys Ther, 1987, 67(9): 1365-1369.

[14] HEINO BRECHTER J,POWERS C M. Patellofemoral stress during walking in persons with and without patellofemoral pain[J]. Med Sci Sports Exerc, 2002, 34(10): 1582-1593.

[15] HOLMES J C,PRUITT A L,WHALEN N J. Iliotibial band syndrome in cyclists[J]. Am Orthop Soc Sports Med, 1993, 21(3): 419-424.

[16] JOHNSTON T. Biomechanical considerations for cycling interventions in rehabilitation[J]. Phys Ther Sport, 2007, 87(9): 1243-1252.

[17] KOTLER D H, BABU A N, ROBIDOUX G. Prevention, evaluat-ion, and rehabilitation of cycling-related injury[J]. Am Coll Sports Med, 2016, 15(3): 199-206.

[18] LOWE B D,SCHRADER S M,BREITENSTEIN M J. Effect of bicycle saddle designs on the pressure to the perineum of the bicyclist[J]. Med Sci Sports Exerc, 2004, 36(6): 1055-1062.

[19] MASON J J,LESZKO F,JOHNSON T,. Patellofemoral joint forces[J]. J Biomech, 2008, 41(11): 2337-2348.

[20] PERRIN A, E. Cycling-related injury[J]. Conn Med, 2012, 76(8): 461-466.

[21] SANNER W H,O’HALLORAN W D. The biomechanics, etiolo-gy, and treatment of cycling injuries[J]. J Am Podiatr Med Assoc, 2000, 90(7): 354-376.

[22] SILBERMAN M R. Bicycling injuries[J]. Curr Sports Med Rep, 2013, 12(5): 337-345.

[23] TAMBORINDEGUY A C,BINI R R. Does saddle height affect patellofemoral and tibiofemoral forces during bicycling for rehabilitation?[J]. J Bodyw Mov Ther, 2011, 15(2): 186-191.

[24] VANNATTA C N,KERNOZEK T W. Patellofemoral joint stress during running with alterations in foot strike pattern[J]. Med Sci Sports Exerc, 2015, 47(5): 1001-1008.

[25] WANICH T,HODGKINS C,COLRMBIER J A,. Cycling injuries of the lower extremity[J]. J Am Acad Orthop Surg, 2007, 15(12): 748-756.

[26] WARD S R,POWERS C M. The influence of patella alta on patellofemoral joint stress during normal and fast walking[J]. Clin Biomech, 2004, 19(10): 1040-1047.

[27] WILBER C A,HOLLAND G J,MADISON R E,. An epidemi-ological analysis of overuse injuries among recreational cyclists [J]. Int J Sports Med，1995, 16(3): 201-206.

[28] YAMAGUCHI G T,ZAJAC F E. A planar model of the knee joint to characterize the knee extensor mechanism[J]. J Biomech, 1989, 22(1): 1-10.

Effects of Saddle Heights on Patellofemoral Joint Force and Stress during Cycling

WANG Yong1,2, LIANG Lei-chao3, WANG Dong-hai1, TANG Yun-qi1,4, Fu Wei-jie1,WU Xie1, LIU Yu1

1. Shanghai University of Sport, Shanghai 200438, China; 2. Liaocheng University, Liaocheng 252000, China; 3.Shanghai University of Medicine&Health Sciences, Shanghai 201318, China;4. Shaanxi University of Science & Technology, Xi’an 710021, China.

Objective: Prior research indicates that overuse of forces and great angle movements at the knee joints during cycling may lead to a high risk of knee injury, including patellofemoral pain. The purpose of this study was to evaluate the effects of different saddle heights on patellofemoral joint force and stress during cycling. Methods: 20 healthy subjects, serving as self-control, performeda cycling task with the saddle set at four different heights (Low, Medium, High, and Preferred). Data across the four different saddle heights were collected by using 3D Kinematics and pedal reaction force.The dependent variables were peak quadriceps, patellofemoral joint force, joint stress, and angle at knee joints. Results: Results from the MANOVA test showed an overall significant difference attributable to saddle height (＜0.05), indicated that, compared with High, Medium, and Preferred heights, performance at the Low saddle height showed greater peak quadriceps force, peak patellofemoral joint force,and peak patellofemoral joint stress (＜0.05). In addition, compared with High, Medium, and Preferred heights, the instant angle at the knee joint during the Low height performance was shown to be greatest at the peak of the patellofemoral joint force(＜0.05). No differences were observed, however, for the angle at the knee joint for the joint stress. Conclusion: Comparing to higher saddle positions during cycling, a low saddle height produced greater peak quadriceps force, patellofemoral joint force, patellofemoral joint stress, and greater knee angle shown at the peak of the patellofemoral joint force. These results suggest that cycling with a low saddle height may have a negative impact on patellofemoral joints.

G804.63

A

1000-677X(2018)06-0060-07

10.16469/j.css.201806007

2018-02-13；

2018-06-08

國家自然科學基金資助項目(81572213); 上海市科委重點項目(17080503200); 上海體育學院研究生教育創(chuàng)新基金資助項目(yjscx2016002); 山東省自然科學基金資助項目(ZR2014CL014)。

王勇,男,講師,在讀博士研究生,主要研究方向為運動生物力學, E-mail: bihai_zhixin@163.com; 劉宇,男,教授,博士,博士研究生導師,主要研究方向為運動生物力學、體育工程,E-mail: yuliu@sus.edu.cn。