鞍座高度对骑行时髌股关节力学特征影响的研究

王 勇，梁雷超，王东海，汤运启,4，傅维杰，伍 勰，刘 宇



鞍座高度对骑行时髌股关节力学特征影响的研究

王 勇1,2，梁雷超3，王东海1，汤运启1,4，傅维杰1，伍 勰1，刘 宇1

1.上海体育学院 运动科学学院, 上海 200438; 2.聊城大学 体育学院, 山东 聊城 252000; 3.上海健康医学院 康复学院, 上海 201318; 4.陕西科技大学 设计与艺术学院, 陕西 西安 710021。

目的：探讨不同鞍座高度对稳定骑行状态下髌股关节载荷的影响，为科学健身骑行提供理论参考。方法：20名受试者以随机的顺序完成（中等高度座高，Medium；自选高度座高，Preferred；较低高度座高，Low；较高高度座高，High）4种鞍座高度下的骑行，采用三维红外动作捕捉系统（200 Hz）、三维脚蹬测力台（1 000 Hz）同步采集受试者骑行状态下的右侧下肢髋、膝、踝关节运动学、踏板反作用力数据；使用三维分析软件（Visual 3D）、Matlab软件计算、分析连续10个踩踏周期的运动学、动力学指标。结果：采用较低的鞍座高度骑行时具有较大的股四头肌峰值肌力（＜0.05）、髌股关节峰值力（＜0.05），与较高的鞍座骑行相比具有较大的髌股关节峰值应力（＜0.05），同时髌股关节峰值力出现时膝关节屈曲角度更大（＜0.05）；鞍座高度并没有影响髌股关节峰值应力出现时的膝关节角度（＞0.05）。结论：较低的鞍座高度骑行时，具有较大的股四头肌峰值肌力、髌股关节峰值力及髌股关节峰值应力，同时髌股关节峰值力出现时具有较大的膝关节角度。因此，从预防股髌关节疼痛综合症的观点出发，骑行时需对鞍座高度进行适当的调整，不建议采用较低的鞍座高度骑行。

骑行；鞍座高度；髌股关节力；髌股关节应力

1 前言

骑行已成为运动锻炼及临床中如膝骨关节炎、前交叉韧带损伤、中风等疾病患者的一项有效康复手段[16]。但是有文献显示，长时间骑行也可能导致膝关节过用损伤（overuse injuries），大约40%～60%的骑行者经历过膝关节疼痛[12,27]，其中髌股关节痛（patellofemoral joint pain，PFP）[11]是最为常见的骑行运动损伤之一。关于骑行中PFP的损伤发生病理学尚不清楚[13]，但许多研究者认为，自行车鞍座高度设置不合理是诱发PFP的原因之一[2,20,22]。

自行车鞍座高度变化可以影响髌股关节（patellofemoral joint）运动学与动力学[5]。有研究发现，自行车鞍座高度降低可引起膝关节屈曲角度增大，进而导致髌骨与股骨之间垂直方向的压力增大，加重PFP[21]。骑行中，髌骨与股骨间接触力-髌股关节力（patellofemoral joint force，PFJF）的异常可能是引起髌股关节痛的根本原因[10]。目前对于鞍座高度对PFJF的影响还存有争议。Ericson等[13]发现，降低鞍座高度能够引起PFJF的增加；但Bini等[23]的研究却发现鞍座高度的变化没有引起PFJF的改变。此外，Besier等[3]认为，相对于PFJF，髌股关节间的应力（stress）变化能够更好地解释力的变化与疼痛之间的关系，并认为PFP是由于髌股关节应力（patellofemoral joint stress, PFJS）增加导致。这在走[14]、跑[24]等运动当中已经得以证实，但自行车中关于PFJS的研究较为少见。

目前，对骑行时的鞍座高度设置尚没有统一的标准[25]，普通人群常根据自己的喜好选择鞍座高度（自选高度）[16]，此外，更有许多人在选择如共享单车作为交通工具时，常常不加调整或调整不当。最新的研究则认为，膝关节角度处于25°[6]（定义见方法部分）为最佳的骑行高度，但其与实际骑行当中常用的几种坐高之间有着怎样的差异，该方面的研究较为少见。本研究旨在对比中等高度座高（Medium）、自选高度座高（Preferred）、较低高度座高（Low）、较高高度座高（High）4种鞍座高度下骑行时的膝关节运动学、动力学参数差异，探讨鞍座高度变化对髌股关节受力及膝关节运动损伤发生风险的影响，为科学健身骑行提供理论参考。本研究的假设为：1）髌股关节力峰值时刻对应的膝关节角度随鞍座高度的降低而增大；2）髌股关节力随鞍座高度的降低而增加；3）髌股关节应力随鞍座高度的降低而增加。

2 研究对象与方法

2.1 研究对象

选取20名上海体育学院体育教育训练学专业学生作为研究对象（表1）。所有受试者实验前24 h内未从事剧烈运动，确定其下肢三关节半年内无明显损伤，解剖结构和机能正常，身体状况以及运动能力良好，右腿为优势腿[23]，理解本实验意图并签署同意书。

表1 受试者基本情况

2.2 仪器设备

2.2.1 可调式骑行平台

根据实验需要，本研究团队整合、设计了一种可调式骑行平台（图1）。骑行的阻力实施由改装后的功率自行车（MONARK，828E）控制，自行研发的骑行平台可实现座高可调（鞍座前后，车把前后、上下也可调），最大限度地保持了其机械性能。将可调式车架与改装的功率自行车连接得到了实验用的可调式骑行平台（调节精度≤1 mm，可通过传感器实时读取、反馈）。

图1 测试现场仪器架设（上）、下肢三关节角度（θh为髋关节，θ为膝关节，θa为踝关节）的定义影像图（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 三维运动学捕捉系统

本研究运动学数据的采集使用Vicon红外高速运动捕捉系统和T40型号的10台摄像机，采样频率200 Hz。Marker点黏贴在各解剖学标志点[1]。此外，为跟踪脚蹬测力台，设计了一个“F”型框架，放于测力台前侧面，“F”型框架上有5个点，另外有2个点放在自行车的中轴上（图1）。

2.2.3 三维测力脚踏

动力学数据的采集采用一台定制的脚蹬测力台 [（长×宽×高：115×80×34.8 mm）Kistler，9016B]，4个角各分布有一个压晶式测力传感器（图1）。力值误差：3个方向上小于5 N；2 min内漂移小于10 N。压心误差：3个方向上均小于5 mm。本研究统一采集右侧下肢（优势腿）的动力学数据，采样频率1 000 Hz，测力台安装在右脚踏板上，左脚踏板进行了配重。

运动学、动力学数据采集采用外部触发的同步盒实现两者的同步采集。

2.3 实验方案

在正式实验前采集受试者的身高、体重。受试者到实验室后进行较低负荷自选高度的骑行，热身15 min。然后进行固定踩踏频率（60 revolution per minute, rpm）、负荷（1 kg）、4种座高的骑行。预实验证明受试者使用节拍器能够很好的控制骑行频率，因此使用了节拍器来控制骑行频率。膝关节角度采用角度器测量大转子、膝关节外侧髁、踝关节外侧3点连线的角度来确定（图1）。本研究选用了4种常用的鞍座高度[5]进行研究：1）中等高度座高（Medium），踏板位于下死点时膝关节角度为25°；2）自选高度座高（Preferred），受试者自己选择的座高；3）较低高度座高（Low），自选高度－15°；4）较高高度座高（High），自选高度＋15°。4种座高的采集顺序是随机的。每种座高，受试者骑行3 min，当受试者进入稳定状态后（踩踏频率固定在60 rpm[18]），采集稳定状态下10个连续完整的踩踏周期。每次测试间隔：受试者休息3~5 min，待其心率恢复至静息心率时，方可进行下次骑行。受试者在每种座高骑行时，躯干与水平面的夹角保持在35°，脚与踏板中轴保持垂直，且第一跖骨头放在踏板中轴上，目视前方看悬挂物（骑行平台正前方3 m处，与受试者头部等高）。

2.4 数据处理

本研究对下肢三关节角度的定义如图1所示，踩踏周期的定义为：从上死点开始到下一个上死点结束（图2）。

在VICON中将采集的原始运动学与动力学数据进行建模、补点处理后生成新的C3D文件，将其导入Visual 3D（美国，C-MOTION，V5）三维分析软件，获取右下肢髋、膝、踝三关节矢状面的关节角度、关节力矩。原始的运动学与动力学信号采用Butter-worth四阶数字低通滤波器滤波，运动学截止频率6 Hz[7]，动力学截止频率为50 Hz[7]。

图2 踩踏周期定义

Figure2. Diagram of One Complete Cycle

图3 髌股关节隔离体以及角度定义

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

目前国内外关于骑行的研究中，动态条件下的PFJF计算主要采用生物力学模型的方法，其中Zajac等[28]、Mason等[19]、Bressel[9]的模型较为常用。本研究引用Bressel的计算模型，假设骑行中矢状面净膝关节力矩为正值时即为伸膝力矩，这会导致对髌股关节受力的低估。但考虑到骑行下冲程当中膝关节力矩主要为伸膝力矩（Zajac模型），因此，该假设也被研究者所认可[9,14,19]。髌骨与股骨接触面积主要依据Vannatta等[24]使用的模型回归方程得到，在上述基础上完成PFJS的计算，具体如下：

2.4.1 股四头肌肌力计算

本研究同样假设骑行中矢状面净膝关节力矩为正值时即为伸膝力矩，即：

2.4.2 髌股关节力计算

其中：

2.4.3 髌股关节应力计算

2.5 统计方法

各样本数据的正态分布用Shapiroe-Wilk进行检验，并采用Levene’s检验各样本方差齐性。采用多元方差分析（One-way repeated measues of MANOVA）观察座高对髌股关节力峰值时刻对应的膝关节角度（KAPFJF）、髌股关节应力峰值时刻对应的膝关节角度（KAPFJS）、股四头肌峰值肌力（QFpeak）、髌股关节峰值力（PFJFpeak）、髌股关节峰值应力（PFJSpeak）各指标的影响，若Wilks’Lambda多重检验具有显著性，则采用LSDpost-hoc检验进行事后两两比较，以此确定差异具体来自于哪两种水平，统计显著性水平设为＜0.05，本研究的统计学全部采用统计软件SPSS 21.0（IBMS, NY, USA）进行处理。

3 研究结果

3.1 不同鞍座高度骑行时的膝关节角度

由图4所示，随着曲柄角度的增加（由TDC开始），髋、膝和踝关节均开始做伸展动作，在BDC前后达到最大，此后开始做屈曲动作，并在到达TDC前达到极值。本研究发现，鞍座高度对KAPFJF产生了影响（＜0.001），与Preferred、Medium以及High相比，在鞍座高度Low骑行时，具有最大的膝关节角度（值分别为0.008、0.026和0.014），而采用其他3种鞍座高度骑行时，KAPFJF差异不具有显著性（＞0.05）。但是，鞍座高度并没有影响KAPFJS（=0.530）（表2）。

表2 4种鞍座高度骑行时的KAPFJF、KAPFJS和KABDC（°）

注：a表示与座高Low对比差异具有显著性，b表示与座高Preferred对比差异具有显著性，c代表与座高High对比差异具有显著性，＜0.05，下同。

图4 4种鞍座高度骑行时矢状面髋（上）、膝（中）、踝（下）三关节角度（n=20）

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

采用Preferred、Medium鞍座高度骑行时BDC时刻膝关节角度（KABDC）处于30°左右。鞍座高度影响了KABDC（＜0.001），与Preferred、Medium以及High相比，在鞍座高度Low骑行时，具有最大的KABDC（＜0.001），随着鞍座高度增加，KABDC逐渐减小（表2）。

3.2 不同鞍座高度骑行时QF、PFJF与PFJS

图5 4种鞍座高度骑行时QF（上）、PFJF（中）与PFJS（下）曲线随曲柄角度变化（n=20）

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

如图5所示，随着曲柄角度的增加（由TDC开始），QF、PFJF与PFJS不断增大，并在曲柄角度达到90°之前达到峰值，但QFpeak与PFJFpeak出现时刻要早于PFJSpeak出现时刻，随后均不断减小。鞍座高度影响了QFpeak、PFJFpeak以及PFJSpeak的大小（＜0.001）。与Preferred、Medium以及High相比，在鞍座高度Low骑行时，具有较大的QFpeak（值分别为0.047、0.025和0.021）、PFJFpeak（值分别为0.019、0.010和0.007），同时与座高High相比，鞍座高度Low具有较大的PFJSpeak（=0.008）。Preferred、Medium与High 3种座高骑行时的QFpeak与PFJFpeak差异不具有显著性（＞0.05）；Preferred与Medium骑行时的PFJSpeak差异也不具有显著性（=0.645）（表3）。

4 讨论

4.1 鞍座高度对KAPFJF、KAPFJS的影响

本研究结果表明，采用鞍座Low骑行时，具有最大的KAPFJF（96.42±10.81°），这一研究结果支持了本研究KAPFJF随鞍座高度的降低而增加的假设。这一发现与Ericson等[23]和Bini等[25]的研究相似。这是由于在鞍座高度Low骑行时，膝关节在骑行中的下冲程阶段（从TDC到BDC）无法充分伸展，而伸膝力矩峰值通常出现在这一阶段，同时过低的鞍座限制了踝关节的跖屈，从而导致在伸膝力矩峰值出现时刻具有更大的膝关节角度。前人的研究发现，长时间采用较大的膝关节角度骑行是造成PFP的主要原因，这可能是由于膝关节屈曲角度变大时，髌骨与股骨之间垂直方向的压力增大导致[21]，因此，结合本研究的结果，不建议采用较低的鞍座高度骑行。

此外，本研究发现，鞍座高度对于KAPFJS没有影响（＞0.05），此时的膝关节角度大约在80°左右，这可能是因为，无论在哪种鞍座高度骑行，PFJFpeak出现时刻与PFJSpeak出现时刻不相一致，而后者相对较晚一些。PFJFpeak出现时的膝关节角度也较大，髌骨与股骨之间的接触面积也较大，因此，此时的PFJS没有达到最大值，随着膝关节的伸展，膝关节角度变小，虽然此时PFJF在变小，但是髌骨与股骨之间的接触面积也在减小，因此，在随后的某一时刻PFJS达到最大。

有研究认为，骑行时KABDC处于25°～30°是比较合适的[22]。本研究发现，采用Preferred、Medium鞍座高度骑行时KABDC处于30°左右，因此，建议骑行时采用Preferred、Medium两种鞍座高度。尽管本研究发现采用较高（High）的座高骑行时，PFJS较小，但同时发现在BDC时刻具有最小的膝关节角度（21.6±5.4°）。有文献报道，长时间采用过高的鞍座骑行容易导致髂胫束综合症（iliotibial band syndrome）[15,20]，其发病原因可能与BDC时刻过小的膝关节角度（＜30°）[17]有关，因此，增加鞍座高度对于髌股关节痛患者来说可能缓解疼痛，但是鉴于避免患髂胫束综合症的风险，建议髌股关节痛患者采用中等高度座高进行康复骑行。

4.2 鞍座高度对PFJF的影响

本研究发现，以较低鞍座高度骑行时存在着较大的PFJFpeak，PFJF随鞍座高度的降低而增加。Ericson等[13]的研究同样发现降低鞍座高度能够增加PFJF。骑行任务（抵抗负荷）是由下肢三关节协调共同完成的，较低的鞍座高度骑行限制了髋关节与踝关节的伸展，同时，膝关节屈曲角度的增加导致QF臂减小，在提供相同的力矩时，必然需要增加QF，同理，根据PFJF的计算方法，PFJF也必然增加。然而，Bini等[23]的研究没有发现鞍座高度对PFJF产生影响，这可能是由于鞍座之间的变化较小（＜3%），不足以引起膝关节负载的变化所导致。

表3 4种鞍座高度骑行时的QFpeak、PFJFpeak和PFJSpeak

4.3 鞍座高度对PFJS的影响

本研究发现，以较低鞍座高度骑行时存在着较大的PFJSpeak，该发现支持了本研究PFJS随鞍座高度的降低而增加的假设。根据计算PFJSpeak的模型可知，PFJSpeak的增大可能是由于PFJF的增加，或者是髌骨与股骨间接触面积的减小导致。本研究的结果表明，降低鞍座高度可以引起PFJF的增加，这是造成本研究PFJS增大的根本原因。此外，本研究的另一研究结果，即降低鞍座高度可以引起QF的增加，根据PFJF的计算模型，这也可以解释降低鞍座高度可以引起PFJF增加的原因。

本研究发现，尽管采用较低的座高骑行增加了膝关节屈曲角度，相对的增加了髌股关节接触面积[4]，但同时也增加了PFJF，最终导致PFJSpeak增加。这对于那些患有PFP的患者来说，采用较低的鞍座高度骑行时更能够增加疼痛，因此，不建议采用较低的鞍座高度骑行。

此外，有多项研究探讨了不同人群行走、跑步等运动中的PFJS，均大于本研究骑行时的数值。Ward等[26]发现，在快速行走中健康人群的PFJS峰值约为3.1 Mpa，高位髌骨人群约为4.9 Mpa。Vannatta等[24]研究了16名健康女性在两种跑步模式下（足跟触地与脚前掌触地）的PFJS均值为15.8 MPa。类似的研究有Brechter等[8]发现，健康人群与具有髌股关节痛的人群在上、下楼梯过程中的PFJS均约为7 Mpa。上述结果均远大于本研究的发现（1.1 Mpa），由此可见，在低负荷情况下，骑行时的PFJSpeak要远小于走、跑、上下楼梯时的峰值应力。仅从峰值应力大小的角度来讲，本研究的结果支持低负荷骑行可以作为一种健身骑行或康复骑行的建议。

4.4 本研究存在的局限性与后期展望

在本研究中，髌股关节受力的计算仍是基于前人生物力学模型的方法，该方法存在着一定程度的不足。首先，计算中假设伸膝力矩与净关节力矩相等，这会导致对髌股关节受力的低估。因为净关节力矩是伸肌力矩与屈肌力矩的合力矩，虽然在膝关节伸展过程中的屈肌力矩非常小，但严格意义上在研究中是不能忽略的。其次，本研究采用的股四头肌肌力臂与髌股关节接触面积都是根据前人的回归方程计算得到的，但这些计算结果与真实运动中的人体数据不一定完全相符。最后，本文仅提供了应力大小，并没有提供应力的分布，正如Besier等人[3]说的，当考虑患者的疼痛时，应力的分布似乎更加重要，因为相对较大的力作用在一个较小的面积上更能够导致疼痛，但是仅通过计算平均压力却无法得到这一有用的信息。

针对上述不足，后期研究展望：1）采用如SIMI或Opensim等仿真软件建立骑行中人体肌肉模型，以获取相对精确的股四头肌肌力；2）采用更为先进的双平面正交荧光成像技术（dual-fluoroscopic imaging system，DFIS）直接量化骑行中髌股关节的接触面积，并采用有限元建模的方法计算PFJS的分布。

5 结论

较低的鞍座高度骑行时，具有较大的股四头肌峰值肌力、髌股关节峰值力及髌股关节峰值应力，同时，髌股关节峰值力出现时具有较大的膝关节角度，因此，从预防股髌关节疼痛综合症的观点出发，骑行时需对鞍座高度进行适当的调整，不建议采用较低的鞍座高度长时间骑行；对于髌股关节痛患者，建议采用中等高度座高（脚置于踏板，位于下死点时膝关节屈曲角度30°左右）进行低负荷的康复骑行。

[1] 张希妮, 傅维杰, 夏锐,等. 不同疲劳诱导方案对落地时下肢关节力学、刚度和能量吸收的影响[J]. 体育科学, 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

国家自然科学基金资助项目(81572213); 上海市科委重点项目(17080503200); 上海体育学院研究生教育创新基金资助项目(yjscx2016002); 山东省自然科学基金资助项目(ZR2014CL014)。

王勇,男,讲师,在读博士研究生,主要研究方向为运动生物力学, E-mail: bihai_zhixin@163.com; 刘宇,男,教授,博士,博士研究生导师,主要研究方向为运动生物力学、体育工程,E-mail: yuliu@sus.edu.cn。