楊蕾 李萌 劉曄 侍書瓊

摘????? 要：采用連續(xù)小波變換分析跑步支撐相地面反作用力的時頻分布特點，結(jié)合下肢剛度和下肢肌肉激活水平，探討不同著地方式跑步時著地緩沖的神經(jīng)肌肉調(diào)諧。分別采集前足（FFS）、全足（MFS）和后足（RFS）3種著地方式跑步時地面反作用力和下肢肌肉表面肌電信號。結(jié)果顯示，F(xiàn)FS支撐相的最大小波功率和小波功率總和明顯高于MFS和RFS（P<0.05）。支撐相前20%階段，F(xiàn)FS表現(xiàn)出明顯較小的最大偽頻率（PFmax），且PFmax出現(xiàn)時間也明顯較晚。此外，MFS的下肢剛度明顯較高（P<0.05），F(xiàn)FS的下肢肌肉激活水平均較高。研究表明，跑者通過改變著地方式可調(diào)整著地時的沖擊頻率，與MFS和RFS相比FFS的沖擊頻率和下肢剛度均較小，不利于下肢彈性能的儲存和利用，加上較高的下肢肌肉激活水平，易引起機體疲勞。

關(guān)? 鍵? 詞：運動生物力學;跑步;小波變換;神經(jīng)肌肉調(diào)諧規(guī)律

中圖分類號：G804.6??? 文獻標志碼：A??? 文章編號：1006-7116（2022）03-0132-07

The neuromuscular tuning law under different foot strike landing of running

——A time frequency analysis of ground reaction force

IEONG Loi，LI Meng，LIU Ye，SHI Shuqiong

（Key Laboratory of Ministry of Education，Beijing Sport University，Beijing 100084，China）

Abstract： A continuous wavelet transform analysis was used for characterizing and manipulating the ground reaction whose statistics vary in time during the running stance phases and to investigate the neuromuscular tuning law by considering the lower limb stiffness and the activation degree of lower extremity muscles. 17 healthy males ran at forefoot （FFS）， mid-foot （MFS） and rearfoot strikes using natural stride speed， and ground reaction forces and lower extremity muscle surface EMG were assessed during stance. The results showed that the maximum signal power （Pmax） and the sum of signal power are significantly higher in the stance of FFS than in MFS and RFS （P<0.05）. In the early 20% of stance， the FFS exhibited a significantly less maximum pseudo-frequency （PFmax）， and the PFmax also appeared significantly later. In addition， MFS exhibited significantly stiffer lower limb stiffness （P<0.05）， while FFS had higher levels of lower extremity muscle activation in both. In conclusion， it is possible for runners to adjust the impact frequency by changing footstrike landing， FFS has a lower impact frequency and lower limb stiffness compared with MFS and RFS， which is not conducive to storage and utilization of lower limb elastic energy， and the higher level of lower extremity muscle activation easily led to fatigue.

Keywords： sports biomechanics;running;wavelet transform;neuromuscular tuning law

跑步是大眾健身中最常見的減脂、減壓和促進心肺健康的運動之一，但也易于發(fā)生損傷。據(jù)統(tǒng)計，跑步健身愛好者和專項運動員發(fā)生損傷的概率分別為37%～56%和85%[1]。根據(jù)跑步者足與地面接觸瞬間時位置可將跑步著地方式分為前足（FFS，forefoot strike）、全足（MFS，mid-foot strike）和后足（RFS，rearfoot strike）3種方式，目前關(guān)于3種著地方式與損傷間的關(guān)系仍存在爭議。跑步時所受沖擊力被認為是評價損傷風險的一個重要指標。然而，相關(guān)流行病學及系統(tǒng)性分析研究中并未發(fā)現(xiàn)著地方式與損傷發(fā)生率間存在相關(guān)[2]。因此，采用傳統(tǒng)的對地面反作用力（GRF，ground reaction force）進行時域分析來研究沖擊力對人體跑步時的影響可能存在缺陷[3]。傅立葉變換（Fourier Transform，F(xiàn)T）可將垂直地面作用力（VGRF，vertical ground reaction force）的時域表達轉(zhuǎn)換為頻域表達。跑步支撐相的力-時曲線（即時域）一般會出現(xiàn)2個峰，一為著地沖擊力（系下肢與地面的碰撞力），二為主動力（系肢體主動運動產(chǎn)生的力）。Gruber[4]發(fā)現(xiàn)采用FFS和MFS跑步的力-時曲線中沒有觀察到明顯的著地沖擊力，但將VGRF時域表達轉(zhuǎn)換為頻域表達時發(fā)現(xiàn)，人體也受到10～20 Hz的沖擊頻率，同時其振幅較RFS小且認為是其沖擊力和沖擊力的負載率較低所致。Shorten[5]也表示，F(xiàn)FS僅表現(xiàn)出一個峰值力可能是由于肢體的最大減速發(fā)生較晚，沖擊力疊加在主動力上導致的。由此可見，不同著地姿勢可能會表現(xiàn)出不同的沖擊頻率特征，而目前國內(nèi)外關(guān)于此視角下的研究較為少見。

FT的基（是指張成空間里的一個線性無關(guān)向量集，而該空間的任意向量都能表達為基向量的線性組合）由一組不同頻率且正交的單頻弦波信號所構(gòu)成，屬周期性，使其可無限大的延長時間范圍，這將導致FT缺失每個基在相應信號出現(xiàn)的時間點，即通過FT僅能獲得跑步過程中的頻率范圍。但是，連續(xù)小波變換（continuous wavelet transform，CWT）的基則是由一組既代表頻率又代表位置的基所構(gòu)成，這樣既可保持時間，也可保持頻率的分辨率。故本研究將通過對VGRF進行CWT，旨在從時頻域角度下分析比較3種著地方式跑步的頻率與其對應的時間特征。

當人體受到?jīng)_擊時，下肢剛度和肌肉激活情況被認為是可反映神經(jīng)肌肉調(diào)諧的重要參考指標。下肢剛度指把下肢的骨骼、關(guān)節(jié)和肌肉等看作一個彈簧-質(zhì)量系統(tǒng)時，身體所受的VGRF與下肢形變量的比值。跑步時采用不同著地方式，其相應的下肢動作策略會引起肌肉、肌腱和關(guān)節(jié)囊中肌梭和腱梭本體感受器激發(fā)的神經(jīng)肌肉調(diào)節(jié)反射作用，進而表現(xiàn)出不同下肢剛度以調(diào)整運動時所受的沖擊及其影響[6]。在拉長-縮短循環(huán)的動作過程中，適宜的下肢剛度意味著下肢具有較好彈性能儲存和再利用能力[7]，即較高的下肢剛度會表現(xiàn)出較佳的爆發(fā)力。然而，下肢剛度也不是越高越好，過高的下肢剛度可能會增加下肢骨骼和關(guān)節(jié)損傷的風險;相反，下肢剛度過小也可能會造成關(guān)節(jié)運動幅度過大，并增加軟組織受傷的風險[7]。

此外，不同著地方式跑步會表現(xiàn)出VGRF不同的時域特征，加之不同程度著地沖擊力和主動力，也必然會引起下肢肌肉激活程度的不同。有研究指出，習慣于RFS的跑者在采用FFS跑步時，脛骨前肌在觸地前和支撐相的肌肉激活程度明顯較其采用RFS時小，腓腸肌激活程度則較RFS大[8]。Jennifer等[9]研究也發(fā)現(xiàn)，習慣于FFS跑者的脛骨前肌在觸地前的肌肉激活程度較習慣于RFS的跑者小，腓腸肌激活程度則較習慣于RFS的跑者大，而在觸地初期習慣于FFS與RFS跑步的脛骨前肌和腓腸肌的激活程度無明顯差異。然而，關(guān)于采用不同著地姿勢跑步時產(chǎn)生的時頻特征是否與肌肉調(diào)諧存在某種關(guān)系，則未見報道。

綜上所述，本研究旨在通過CWT分析FFS、MFS和RFS 3種著地方式跑步過程中垂直地面反作力的時頻特征，并結(jié)合下肢剛度和下肢肌肉激活水平，進一步探討不同著地方式跑步著地緩沖時神經(jīng)肌肉調(diào)諧規(guī)律，為廣大跑步者采用適合的著地姿勢提供參考依據(jù)，并為預防可能因著地方式而導致的運動損傷提供理論和實踐依據(jù)。

1? 研究對象與方法

1.1? 實驗對象

選取某高校健康男大學生17名，無專項運動訓練經(jīng)歷，下肢關(guān)節(jié)肌肉在3個月內(nèi)沒有發(fā)生運動損傷，各個關(guān)節(jié)活動度正常，近期無大負荷運動，測試前一天休息良好，自愿參與本實驗并保證完成。篩選后最終受試者為16名，年齡（21.33±0.91）歲、身高（176.87±6.34）cm、體重（76.15±13.46）kg。

1.2? 實驗方法

實驗對象熱身完畢后，采用自然步頻在指定跑道上分別進行FFS、MFS和RFS 3種著地方式跑步，采用測速儀（Smartspeed，F(xiàn)usion Sport）進行跑速監(jiān)測，使跑步速度控制在1.4～1.6 m/s之間。

測試前將測力臺（KISTLER-3D，采樣頻率為1 000 Hz）平放于地板上，并在測力臺的兩端鋪上延長步道，以記錄跑步時支撐相的GRF情況。同時，采用Trigno?無線肌肉運動信息采集系統(tǒng)（DELSYS Trigno Wireless EMG System，采樣頻率為2 000 Hz），采集實驗對象右足（實驗對象的優(yōu)勢側(cè)均為右側(cè)）的股外側(cè)?。╒L，vestus lateralis）、股內(nèi)側(cè)?。╒M，vestus medials）、股直股（RF，rectus femoris）、脛骨前?。═A，tibials anterior）、腓腸肌外側(cè)頭（GL，gastrocnemius lateralis）和腓腸肌內(nèi)側(cè)頭（GM，gastrocnemius medials）的肌電活動情況，并通過同步觸發(fā)盒與測力臺同時進行采集。

測試前，實驗對象需要換上統(tǒng)一運動鞋襪和運動短褲，并進行去脂貼肌電傳感器，隨后分別采用FFS、MFS和RFS進行跑步練習，最終能以最自然的方式在跑道上跑步。根據(jù)測力臺位置與每位實驗對象步幅調(diào)整起跑位置，使實驗對象在相對自然狀態(tài)下跑過測力臺時，其右足剛好踩到測力臺上，避免出現(xiàn)刻意踩上測力臺的情況，如出現(xiàn)則重新調(diào)整起跑位置并再次測量。同時用攝像機（采樣頻率為60 Hz）記錄跑步時足著地過程。每位實驗對象在進行測試時，3種著地方式順序隨機進行，避免由于測試順序?qū)嶒灁?shù)據(jù)造成影響，每個跑步方式均進行3次有效測試。

1.3? 數(shù)據(jù)分析

1）地面反作用力的頻域分析。

使用MATLAB（Mathworks，Inc.，Natick，MA）對垂直地面反作用力進行連續(xù)小波變換（CWT）。CWT是對輸入信號與母小波進行內(nèi)積，而母小波長度有限且有特定周期和頻率特性。母小波可通過調(diào)整縮放因子大小來改變其頻率。當縮放因子取值較大時頻率解像度高，對應低頻，但時間的解像度則較低;相反，當縮放因子取值較小時頻率解像度低，對應高頻，而時間的解像度則較高。然而，每一個縮放因子代表的是一個頻率區(qū)域，而不是某一特定頻率[4]。由于兩者間存在一個不精確的線性關(guān)系，因此用偽頻率來表示CWT縮放因子對應的頻率。經(jīng)過CWT計算后可獲得每個時刻下所對應縮放因子的小波系數(shù)（信號功率），小波系數(shù)較高意味著原始信號與特定縮放因子的小波相似度越高。

本研究采用墨西哥小帽母小波對VGRF進行CWT，縮放因子為1-256（即偽頻率為0.97～250 Hz）[4]。因小波系數(shù)為正表示縮放因子與原始信號間呈正相關(guān)關(guān)系，故只考慮系數(shù)為正的值并忽略小于200的小波系數(shù)。同時，對CWT后的VGRF進行時間標準化處理。本研究將分析比較3種著地方式跑步時整個觸地期的最大信號功率（Pmax）和信號功率總和（Psum）。此外，還比較支撐相前20%和25%階段的8～50 Hz的Pmax、Psum、最大信號功率對應的偽頻率（PFmax）和支撐相時刻（Smax）。最近研究指出跑步?jīng)_擊階段的最大頻率可達35 Hz以上[10]，且采用FFS跑步時沖擊頻率可低至8 Hz[11]，因此將沖擊階段的頻率范圍設(shè)定為8～50 Hz。

2）下肢剛度。

在實驗對象的髂前上棘貼上標志點，以記錄在跑步過程中下肢運動鏈在垂直地面方向上的位移情況。根據(jù)下肢垂直剛度計算公式：K=Fmax÷?y（K為下肢垂直剛度，F(xiàn)max為最大垂直地面反作用力，?y為下肢鏈的最大垂直位移），來計算跑步時整個支撐相的下肢垂直剛度，然后取平均值。

3）生物電數(shù)據(jù)（EMG）。

所有肌電數(shù)據(jù)均在Delsys的EMG分析軟件下處理，采用帶通濾波（Band-Pass filter）對非肌電信號進行過濾，濾波頻率為10～450 Hz，再將肌電訊號進行全波整流翻正。隨后，對EMG信號進行均方根振幅（RMS）處理，窗口寬度為50 ms。所選取的肌肉在整個支撐相的EMG幅值均根據(jù)該肌肉在支撐相的最大EMG值進行標準化處理，同時整個支撐相EMG變化狀態(tài)對應時間根據(jù)從足觸地至足離地的時間進行標準化處理。此外，分別記錄3種著地跑步方式下VL、VM、RF、TA、GL和GM整個支撐相的平均RMS，同時取平均值。

1.4? 數(shù)據(jù)統(tǒng)計

實驗數(shù)據(jù)均采用SPSS 18.0進行統(tǒng)計學處理，實驗結(jié)果均用平均數(shù)±標準差表示。采用單因素重復測量方差分析和事后多重比較法檢驗不同著地方式下Pmax、Psum、PFmax、Smax、下肢剛度和EMG的差異性，統(tǒng)計結(jié)果均表示為P<0.05具有統(tǒng)計學顯著差異。

2? 結(jié)果

支撐相FFS的最大小波功率和小波功率總和明顯高于MFS和RFS（P<0.05），MFS與RFS間無明顯差異;FFS的最大垂直地面峰值力明顯高于MFS和RFS（P<0.05），MFS與RFS間無明顯差異（見表1）。

在支撐相前20%階段（見表2），3種不同著地姿勢下跑步的Pmax未表現(xiàn)出明顯差異，F(xiàn)FS的Psum明顯低于RFS;FFS的PFmax也明顯較小，MFS明顯小于RFS;PFmax出現(xiàn)的時間（即Smax），表現(xiàn)為FFS明顯較MFS和RFS晚。在支撐相前25%階段（見表3），3種不同著地姿勢下跑步的Pmax和Psum未表現(xiàn)出明顯差異;FFS的PFmax明顯較RFS小，其Smax也明顯較RFS晚出現(xiàn)。

在下肢剛度方面，MFS明顯較FFS和RFS高（P<0.05），F(xiàn)FS與RFS間無明顯差異（如圖1所示）。

從下肢肌肉激活情況看（見圖2），GL、TA、VL和VM的平均RMS在3種不同著地方式下均未表現(xiàn)出明顯差異，但從趨勢上發(fā)現(xiàn)FFS下肢肌肉的RMS均較高。MFS的GM平均RMS明顯較RFS高（P<0.05），F(xiàn)FS的VL平均RMS明顯較MFS高（P<0.05）。

支撐相0～17%階段，RFS的GM激活水平明顯低于FFS和MFS（P<0.05），而RFS的TA激活水平則明顯高于FFS和MFS（P<0.05）。此外，F(xiàn)FS的RF激活水平明顯低于MFS（P<0.05）。支撐相33%～50%階段，RFS的GL激活水平明顯高于MFS（P<0.05），GM的激活水平MFS明顯高于FFS（P<0.05）;FFS的VL激活水平明顯高于MFS和RFS（P<0.05）;VM激活水平RFS明顯高于FFS（P&lt;0.05）。支撐相50%～83%階段，RFS的TA激活水平明顯低于FFS和MFS（P<0.05）（見圖3）。

3? 結(jié)果分析

3.1? 3種著地方式下跑步的頻域特征

本研究通過對VGRF進行CWT后的時頻分析發(fā)現(xiàn)，3種著地姿勢下跑步支撐相的前20%和25%階段Pmax無明顯差異，其對應的PFmax和Smax則表現(xiàn)出明顯差異。

通過時域分析發(fā)現(xiàn)FFS表現(xiàn)出明顯較大的VGRF，而RFS的VGRF則較小且呈現(xiàn)出雙峰現(xiàn)象[12-13]，其第一峰值力（著地沖擊力）均比FFS和MFS的要大[12]。通過頻域分析則發(fā)現(xiàn)3種著地姿勢在沖擊階段均存在8～20 Hz的沖擊頻率，在8～50 Hz的偽頻率下，F(xiàn)FS在支撐相前20%階段的PFmax明顯較MFS和RFS小，在支撐相前25%階段也明顯較RFS小。此外，支撐相前20%階段FFS的Smax明顯較MFS和RFS晚，支撐相前25%階段也較RFS晚[4]。提示，通過改變跑步著地方式可改變沖擊力水平和沖擊頻率。此外，F(xiàn)FS在支撐相初期也受到8～20 Hz的沖擊頻率，但其PFmax則明顯較MFS和RFS小且出現(xiàn)晚，使得采用FFS跑步時沖擊力的小波與主動力的小波發(fā)生疊加幾率較高，可能導致FFS在時域上僅出現(xiàn)一個峰值力，以上結(jié)果支持前人的研究結(jié)論[4-5]。因此，本研究認為如僅對跑步的VGRF作時域分析來評價某一跑步姿勢所受的損傷風險程度具有一定的局限性，提示研究者在今后需進一步考慮跑步的VGRF時頻綜合特征。

FFS支撐相的Pmax和Psum均明顯較MFS和RFS高，其支撐相前20%階段的Psum也明顯較RFS高。然而這些小波功率特征是否會對應不同的損傷風險，有待進一步研究。此外，值得注意的是使用CWT所對應的偽頻率指的是一個頻率范圍，非某一特定頻率，使采用CWT計算出的功率和偽頻率也會存在一定的沖擊力和主動力重疊現(xiàn)象。

3.2? 3種著地方式下跑步的神經(jīng)肌肉調(diào)諧

人類下肢軟組織的固有頻率范圍約為10～50 Hz[14]，因此在跑步時有引起軟組織共振的潛在風險。然而，人體通過增加肌肉激活程度可增加阻力以避免軟組織發(fā)生共振，此現(xiàn)象稱為“肌肉調(diào)諧”。本研究結(jié)果顯示，RFS具有明顯較FFS高輸入頻率的同時，TA和RF在支撐相前17%階段也表現(xiàn)出明顯較FFS高的肌肉激活程度（見圖3），結(jié)果支持肌肉激活程度會隨輸入頻率的增加而增加，通過調(diào)諧來降低軟組織的損傷風險。隨后，TA和RF在FFS的RMS水平開始增加并高于RFS，這可能是FFS的PFmax出現(xiàn)時刻相對較晚而導致，同時可能也增加了FFS的沖擊力與主動力發(fā)生重疊的機率。GM的RMS情況則相反，即支撐初期的RMS表現(xiàn)為FFS明顯較RFS高，至支撐中期則表現(xiàn)為RFS明顯較FFS高的現(xiàn)象，這與前人研究結(jié)果相同[15-16]。該研究認為，這是由于FFS跑步主要通過跖屈肌的離心收縮來緩沖沖擊力所導致的。這提示，足與地面碰撞后是由骨、關(guān)節(jié)和肌肉共同作用來緩沖的，面對不同的沖擊力和頻率，下肢肌肉在應對較高頻率沖擊時，會通過增加肌肉激活程度來進行緩沖。

此外，軟組織出現(xiàn)共振也許對人類的拉長-縮短周期式運動是有利的。Robertson等[17]的一項離體研究發(fā)現(xiàn)，當輸入頻率接近軟組織的固有頻率時，共振作用會使肌肉-肌腱復合體（MTU，muscle-tenson unit）表現(xiàn)出較高的彈性能儲存和利用能力，因此提出MTU的“共振調(diào)諧”效應。這項研究指出，當輸入頻率接近固有頻率時MTU可產(chǎn)生較大的力，而輸入頻率過大和過小時均表現(xiàn)出較小的力。本研究的時頻分析結(jié)果顯示，F(xiàn)FS支撐相前20%和25%階段的沖擊頻率均是最小的。下肢剛度指的是身體所受的垂直地面反作用力和下肢形變的比值，人體的下肢剛度會受到許多因素的影響，如骨骼、肌肉、肌腱和韌帶等。人體的肌肉和關(guān)節(jié)囊中分布了豐富的本體感受器（肌梭和腱梭），當人體姿勢發(fā)生變化時會刺激肌梭和腱梭，通過神經(jīng)肌肉系統(tǒng)的調(diào)節(jié)后即會表現(xiàn)出相應的下肢剛度，可反映下肢肌肉的彈性能量儲存和利用。以往研究表明，下肢剛度會根據(jù)運動需要而發(fā)生相應變化，如頻率、速度、運動經(jīng)濟性等[18]。本研究結(jié)果也發(fā)現(xiàn)，采用FFS跑步表現(xiàn)出較小的下肢剛度，二者結(jié)果同時指向采用FFS跑步可能具有較弱的下肢肌肉彈性能儲存和利用能力。人體軟組織的固有頻率雖在一定范圍內(nèi)是可調(diào)控的，但輸入頻率并不是越大越好。Robertson等[17]指出當輸入頻率大于固有頻率時，MTU的彈性能在轉(zhuǎn)換時會損失一部分能量，導致輸出力的下降。雖然本研究選取的縮放因子較大，導致在高頻率上的解晰度較小，但仍然可觀察到RFS在支撐前20%階段的PFmax較大，較容易產(chǎn)生大于軟組織固有頻率的輸入頻率，可能導致RFS的彈性能儲存和利用能力較小。今后研究可針對不同著地方式下跑步的能量轉(zhuǎn)換情況作深入探討。除此之外，MFS和RFS產(chǎn)生的較大著地沖擊力對人體骨骼健康可能是有利的。有研究指出，骨組織在受到適當刺激時對骨骼是具有促進作用的，然而其適宜刺激范圍至今未有相關(guān)報道，也有待進一步研究[19]。

對于長跑運動員來說，較好的下肢肌肉彈性能儲存和利用能力，有利于把身體或肢體的能量儲存至肌腱并隨后作用于身體或肢體，以節(jié)省其運動時的能量消耗。Gruber等[20]分別比較FFS和RFS在跑步機上進行跑速為3.0、3.5和4.0 m/s時的能量消耗和耗氧量發(fā)現(xiàn)，采用RFS跑步具有較好的經(jīng)濟性。本研究對不同著地方式跑步時下肢肌肉激活情況的結(jié)果也顯示，采用RFS時支撐相的GM、GL、TA、RF、VL和VM均表現(xiàn)出較小的平均肌肉激活水平，RFS的GM平均激活水平明顯較MFS小，F(xiàn)FS的RF平均激活水平明顯較MFS大。較高的肌肉激活程度，意味著能產(chǎn)生較大的肌肉收縮力并較容易引起肌肉疲勞[9]。結(jié)合下肢肌肉激活情況，也進一步支持Robertson等提出的“共振調(diào)諧”效應，即適當頻率的共振可促進彈性能的儲存和利用并獲得能量節(jié)省效益。本研究選用的跑速慢于前人研究，所以關(guān)于不同跑速是否會導致不同著地姿勢與能量消耗間的差異關(guān)系，也需進一步研究來加以證實。

4? 結(jié)論

本研究通過結(jié)合跑步時的沖擊頻率、下肢剛度和肌肉激活情況來比較不同著地方式的著地緩沖特征發(fā)現(xiàn)，跑者通過改變著地方式可調(diào)整著地時的沖擊頻率，在跑速為1.4～1.6 m/s時與MFS和RFS相比，F(xiàn)FS的沖擊頻率和下肢剛度均較小，不利于下肢彈性能的儲存和利用，而且其較高的下肢肌肉激活水平易引起疲勞。因此，本研究不建議長跑愛好者采用FFS。此外，建議研究者在研究沖擊力對人體影響時，可把沖擊力的時頻特征也考慮其中。

參考文獻：

[1] 汪敏加. 跑步的動作模式和損傷預防[C]//第五屆中國體育博士高層論壇論文集. 北京：中國體育科學學會，2014.

[2] BURKE A，DILLON S，O'CONNOR S，et al. Risk factors for injuries in runners：A systematic review of foot strike technique and its classification at impact[J]. Orthopaedic Journal of Sports Medicine，2021，9（9）：782-791.

[3] MATIJEVICH E S，BRANSCOMBE L M，SCOTT L R，et al. Ground reaction force metrics are not strongly correlated with tibial bone load when running across speeds and slopes：Implications for science，sport and wearable tech[J]. PLoS One，2019，14（1）：e0210000.

[4] GRUBER A H，EDWARDS W B，HAMILL J，et al. A comparison of the ground reaction force frequency content during rearfoot and non-rearfoot running patterns[J]. Gait Posture，2017，56：54-59.

[5] SHORTEN M，MIENTJES M I V. The ‘heel impact’ force peak during running is neither ‘heel’ nor ‘impact’ and does not quantify shoe cushioning effects[J]. Footwear Science，2011，3（1）：41-58.

[6] 解浩東，羅炯. 著地動作中人體下肢的剛度作用[J]. 中國組織工程研究，2018，22（8）：1306-1312.

[7] BRAZIER J，MALONEY S，BISHOP C，et al. Lower extremity stiffness：Considerations for testing，performance enhancement，and injury risk[J]. Journal of Strength and Conditioning Research，2019，33（4）：1156-1166.

[8] ERVILHA U F，MOCHIZUKI L，F(xiàn)IGUEIRA A，et al. Are muscle activation patterns altered during shod and barefoot running with a forefoot footfall pattern？[J]. Journal of Sports Sciences，2017，35（17）：1697-1703.

[9] YONG J R，SILDER A，DELP S L. Differences in muscle activity between natural forefoot and rearfoot strikers during running[J]. Journal of Biomechanics，2014，47（15）：3593-3597.

[10] EDWARDS W B，DERRICK T R，HAMILL J. Musculoskeletal attenuation of impact shock in response to knee angle manipulation[J]. Journal of Applied Biomechanics，2012，28（5）：502-510.

[11] GRUBER A H，BOYER K A，DERRICK T R，et al. Impact shock frequency components and attenuation in rearfoot and forefoot running[J]. Journal of Sport and Health Science，2014，3（2）：113-121.

[12] KULMALA J P，AVELA J，PASANEN K，et al. Forefoot strikers exhibit lower running-induced knee loading than rearfoot strikers[J]. Medicine and Science in Sports and Exercise，2013，45（12）：2306-2313.

[13] BREINE B，MALCOLM P，VAN CAEKENBERGHE I，et al. Initial foot contact and related kinematics affect impact loading rate in running[J]. Journal of Sports Sciences，2017，35（15）：1556-1564.

[14] TRAMA R，HAUTIER C，BLACHE Y. Input and soft-tissue vibration characteristics during sport-specific tasks[J]. Medicine and Science in Sports and Exercise，2020，52（1）：112-119.

[15] SHIH Y，LIN K L，SHIANG T Y. Is the foot striking pattern more important than barefoot or shod conditions in running？[J]. Gait Posture，2013，38（3）：490-494.

[16] OLIN E D，GUTIERREZ G M. EMG and tibial shock upon the first attempt at barefoot running[J]. Human Movement Science，2013，32（2）：343-352.

[17] ROBERTSON B D，SAWICKI G S. Unconstrained muscle-tendon workloops indicate resonance tuning as a mechanism for elastic limb behavior during terrestrial locomotion[J]. Proceedings of the National Academy of Sciences of the United States of America，2015，112（43）：E5891-E5898.

[18] PEARSON S J，MCMAHON J. Lower limb mechanical properties：Determining factors and implications for performance[J]. Sports Medicine，2012，42（11）：929-940.

[19] HUTSON M J，O'DONNELL E，BROOKE-WAVELL K，et al. Effects of low energy availability on bone health in endurance athletes and high-impact exercise as a potential countermeasure：A narrative review[J]. Sports Medicine，2021，51（3）：391-403.

[20] GRUBER A H，UMBERGER B R，BRAUN B，et al. Economy and rate of carbohydrate oxidation during running with rearfoot and forefoot strike patterns[J]. Journal of applied physiology，2013，115（2）：194-201.