不同步態速度下剪力避震效果之量化與下肢動力學分析

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(1)國立台灣師範大學運動競技學系碩士學位論文. 不同步態速度下剪力避震效果之量化與下肢動力學分析. 研究生：謝振芳指導教授：相子元. 中華民國 103 年 7 月中華民國臺北市 i.

(2) 不同步態情況下剪力避震之量化與下肢動力學分析 2013 年 07 月. 研究生：謝振芳指導教授：相子元摘要. 目的：以移動平台量化剪力避震效果，探討不同剪力避震勁度條件對地面反作用力與下肢動力學的影響，進一步找出最合適的剪力避震勁度，評估最佳化剪力避震模式，以達到最佳剪力避震效果。實驗方法：以十二位健康大專男性為受試者(身高：173.3±2.5 公分，體重：67.1±7.2 公斤，年齡：23.2±1.3 歲)，實驗控制三種步態速度與五種移動平台狀況來進行實驗，探討水平地面反作用力與下肢動力學相關參數。第二階段實驗利用改良式鞋底的方式，仿造移動平台勁度條件，相同進行水平地面反作用力與下肢動力學相關參數的分析。統計方式以二因子混合設計變異數分析，比較不同速度與不同平台組合之間的差異，各顯著水準均定為 α=.05。結果：適當的勁度條件能延遲水平剪力的第一力量峰值發生時間，能降低負荷率的大小。適當範圍的移動量不會影響下肢角度的變化，而隨著增加移動量，能夠減小最大關節力矩，但過多移動量也會增加關節的負荷。. 關鍵詞：地面反作用力、負荷率、關節力矩、關節角度. ii.

(3) Quantifying the Effectiveness of Shear Cushioning by Mobile Platform in Different Gait Situations. July, 2013. Graduate Student: Hsieh, Chen Fang Advisor: Shiang, Tzyy Yuang Abstract. Purpose: The purpose of this study was to explore the different conditions on the stiffness of mobile platform to determine the ideal stiffness which can postpone the occurrence of impact and reduce the horizontal forces. Methods: Twelve healthy male participants (age: 23.2±1.3 years, height: 173.3±2.5 cm, weight: 67.1±7.2 kg) were volunteered for this study. In the first stage, each participant was asked to perform walking (1.5 ± 0.2 ms-1), jogging (2.5 ± 0.2 ms-1) and running (3.5 ± 0.2 ms-1) on five different mobile platform conditions in randomized sequence. Lower extremity kinematics and kinetics were calculated in this study. Two-way mixed design ANOVA was used to do the statistical analysis, the significant level was set α = .05. In the second stage, the appropriate stiffness conditions were placed on the sole to observe the shear cushioning effect in real situation. Results: Appropriate stiffness of mobile platform could provide better horizontal cushion and reduce lower extremity joint loading, but not to affect the lower limbs joint angle. Conclusions: To apply our findings on real situation, we can provide appropriate stiffness in different gait situations to raise the effect of shear cushioning.. Key words: Ground reaction forces, loading rate, joint moments, joint angle. iii.

(4) 致謝詞終於到了寫致謝詞的時候，代表碩士班兩年即將真正的結束，也代表我將正式告別學生的生活。碩士班的兩年需要感謝的人真的太多了，徹底改變環境，從物理系的身分改變到運動生物力學以及體育圈的生活，這些日子以來所有的老師、同學、朋友們真的都幫了我很大很大的忙，首先要感謝指導教授相子元老師，在新的環境下指導我，並提供許許多多的協助，讓我在兩年期間參與大大小小的產學案，不論是NIKE、太肯、阿瘦皮鞋的產學學習機會，都讓我收穫很多，其中更有幸能夠到美國參與 POWERTEC公司參訪以及INTERBIKE展覽的學習中玩樂之旅，更是讓我累積許多不同的經驗以及開拓更全面的視野，還有更多的感謝都族繁不及備載，老師謝謝您! 這兩年來也謝謝家人的支持與協助，儘管你們不知道我在學校或台北都在做些什麼，但是還是義無反顧的支持著我，謝謝你們。十分感謝口試委員彭暄老師以及何維華老師不辭辛勞地在口試時給予的建議與指導，讓我的論文能夠更加的完整以及豐富。謝謝運科所的老師們，謝伸裕所長、劉有德老師，何仁育老師，張家豪老師在兩年期間的種種指導與教育。謝謝尹鑫學長、家祥學長、石又學姊、伊蘋學姊，在初踏入研究所階段，教導我許多學術方面或生活方面的寶貴經驗與指教，讓我在茫茫大海中有所依靠，猶如兩年碩士生活裡的燈塔一般，引領我走向偉大的航道，特別謝謝尹鑫哥的網球與籃球訓練，還有在烏來山上的拯救，沒有你就沒有能夠順利畢業的我，更別說對論文的一一指教。兩年來所有相遇的同學、學長、學弟們以及實驗室夥伴感謝你們所有的幫忙與協助，特別是易庭學長、小V姊、耀庭哥、育銘學長、厚諭教練、柏苓學長、立盈學姊、淑玲學姊、芸代學姊、水育學長、品緯學長、阿坤學長、阿三學長、綠豆學姊、鈴雅學姊，也特別謝謝同學們，一涵、冠樺、又嘉、姿榕、泰佑、冠麟、向儀、玫伶、Monkey、上恩、大家共同熬過了兩年的研究生生活，也謝謝兩年來三十幾人次的所有受試者的協助，猶如我的再造父母，一輩子都無法報答。. iv.

(5) 目次目次……………………………………………………………………………………….…………….iv 表次………………………………………………………………………………………………….....iv 圖次……………………………………………………………………………………………..……...iv 第壹章. 緒論 ........................................................................................... 1. 一、. 研究背景 ............................................................................... 1. 二、. 研究目的 ............................................................................... 4. 三、. 實驗參數 ............................................................................... 5. 四、. 研究範圍與限制 ................................................................... 5. 五、. 名詞操作型定義 ................................................................... 5. 第貳章. 相關文獻探討 ........................................................................... 8. 一、. 地面反作用力之相關研究 ................................................... 8. 二、. 水平剪力相關研究之探討 ................................................. 10. 三、. 文獻總結 ............................................................................. 13. 第參章. 材料與方法 ............................................................................. 14. 一、. 實驗對象 ............................................................................. 14. 二、. 實驗設備 ............................................................................. 14. 三、. 實驗設計 ............................................................................. 17. 四、. 資料分析 ............................................................................. 20 v.

(6) 五、第肆章. 統計方式 ............................................................................. 22 結果 ......................................................................................... 23. 一、. 平台組合對於位移與相關動力學參數結果之影響 ......... 23. 二、. 平台組合對下肢運動學參數之影響 ................................. 30. 三、. 改良式鞋底的實驗觀察結果 ............................................. 34. 第伍章. 討論與結論 ............................................................................. 34. 一、. 移動距離對於避震能力參數影響之探討 ......................... 34. 二、. 平台組合對避震能力影響之探討 ..................................... 36. 三、. 移動平台對關節角度及力矩之影響 ................................. 38. 四、. 移動平台實驗之真實性探討 ............................................. 39. 五、. 改良式鞋底結果觀察之探討 ............................................. 40. 六、. 結論 ..................................................................................... 40. 七、. 建議 ..................................................................................... 41. 引用文獻 .................................................................................................. 42 附錄一 ...................................................................................................... 45. vi.

(7) 表次表 3-1 受試者基本資料 .............................................................................................. 14. 圖次圖 3-1 自製移動平台 ................................................................................................. 15 圖 3-2 軍用慢跑鞋 ...................................................................................................... 16 圖 3-3 第一階段實驗流程圖 ..................................................................................... 18 圖 3-4 改良式鞋底實驗用鞋 ..................................................................................... 19 圖 3-5 足跟結構機制 ................................................................................................. 19 圖 3-6 下肢關節角度定義 ......................................................................................... 22 圖 4-1-1 三種步態速度下四種平台組合之位移差異 .............................................. 24 圖 4-1-2 單一緩震材料特性曲線 ............................................................................. 24 圖 4-2 三種步態速度下水平達第一峰值時間 ......................................................... 25 圖 4-3 三種步態速度下水平力第一力量峰值 .......................................................... 27 圖 4-4 三種步態速度下水平力最大負荷率 ............................................................. 28 圖 4-5 三種步態速度下水平力平均負荷率 .............................................................. 28 圖 4-6 三種步態速度下最大關節角度 ..................................................................... 30 圖 4-7 三種步態速度下膝關節最大角度 ................................................................. 31 圖 4-8 三種步態速度下踝關節最大力矩 ................................................................. 32 圖 4-9 三種步態速度下膝關節最大力矩 ................................................................. 33 圖 4-10 走路速度下觸地過程逐步解析 ................................................................... 34 圖 5-1 近似足部與平台接觸的碰撞情形 ................................................................. 39. vii.

(8) 第壹章緒論一、研究背景隨著健康意識抬頭，現今的運動風氣越來越盛行，越來越多人養成規律運動的習慣，各種運動中以走路與慢跑運動最為風行，而足球、籃球等多項運動都是以跑步為基礎的運動，許多專項運動員也會藉由跑步來進行熱身。整體來講，走路與跑步是最直接且容易上手的運動項目，也是一種極具彈性並不受任何場地限制的運動方式，除此之外，跑步能對抗心血管疾病、以有氧方式來增強心肺方面功能，是最經濟的運動項目之一 (Swanson & Caldwell, 2000)。跑步的動作從鞋底接觸地面開始一連串的連鎖反應，影響到身體全身各部位。跑步過程中足部不斷地反覆接觸地面產生撞擊，同時產生地面反作用力，因此地面反作用力在下肢運動傷害的研究中是一個相當重要的因素，人體行走或運動時，地面反作用力伴隨著足部著地而產生，地面反作用力主要可分為垂直方向分力與水平方向剪力，而水平和垂直兩個分力在不同的運動情況下扮演著什麼樣的角色，目前研究尚未完全釐清兩者間的完整關係，而可以透過先前的研究來了解相關內容。一個完整的步態週期中，站立期前期 10%時會出現第一力量峰值，為足跟著地碰撞所產生的衝擊峰值，此時水平剪力的衝擊峰值為垂直衝擊峰值的 20%。在站立期的 86%時，會出現第二力量峰值，為足部推蹬時所產生. -1 -.

(9) 的主動力量峰值，此時水平剪力的推蹬峰值約為垂直推蹬峰值的 25% (Divert, Mornieux, Baur, & Mayer, 2005; Gottschall & Kram, 2005; Helseth, Hortobágyi, & DeVita, 2008)。另外，在桌球、羽球和網球等側向位移動作較多的運動項目中，水平剪力造成的衝擊則是垂直方向衝擊的 25% (Stiles & Dixon, 2007)。由前述研究結果可以得知，地面反作用力中，垂直分力與水平分力的比例隨著在不同動作期間與不同方向動作中有所不同，就力量數值大小而言，垂直方向分力約為水平方向剪力的 4~5 倍，因為這樣的原因，現今的研究或是產品結構設計，大多著重在垂直方向來進行探討，但數值較小的水平剪力是否就可以完全忽視? 藉由水平剪力相關的研究我們可以了解，水平剪力對於人體仍會造成一定程度的影響，其重要性不可忽視。在相關研究結果中我們可以瞭解，不論在走路或跑步情況下，水平方向剪力對肢段質心的作用力臂為垂直方向作用力臂的 3.8 倍 (Helseth et al., 2008)，因為水平剪力作用力臂較大，大大提升了水平剪力對於人體傷害影響的重要性。另外，在不同速度的條件下，水平剪力佔有的比例會隨著運動速度的提升而有所增加，在速度為 4 m/s 與 8.5 m/s 下，制動期間產生的垂直力力量峰值約為 2012 N 與 2366 N，而水平剪力力量峰值卻從 339 N 增加到 830 N (Kyröläinen, Avela, & Komi, 2005)。力量峰值隨著速度提升，垂直力量峰值約上升了 16%，但水平力量峰值卻提高了 144%，. -2-.

(10) 而這樣的情況也出現在速度 7 m/s 與 9.73 m/下的全力高速衝刺中，垂直力力量峰值不會隨速度而改變，但無論是在制動期或是推蹬期，其水平剪力力量峰值皆會隨著速度增加而顯著地增加 (Kuitunen, Komi, & Kyröläinen, 2002)。水平剪力有著較大的作用力臂，而隨著行進速度的上升，水平力對人體的影響程度也有所提高，整體而言，水平剪力對肌肉骨骼系統的影響占有相當程度的重要性比例。另外，像運動中常發生的單腳急停動作，在水平方向會對足底組織產生反方向的阻力，而導致雙倍的水平剪力產生，造成肌肉收縮力減弱、神經傳導速度變慢，長時間下來容易造成足底起水泡、皮膚軟組織潰爛的發生。水平剪力造成的這些問題，常發生在糖尿病患者身上，糖尿病患者足底剪力壓力是正常人足底壓力的兩倍，更造成皮膚及組織疲勞破壞 (Boyer & Nigg, 2006; Yavuz, Tajaddini, Botek, & Davis, 2008)。對於一些特定族群而言，水平剪力的影響完全不亞於垂直方向分力，水平剪力與垂直分力在下肢運動傷害中，都是相當重要影響因素。目前相關的研究與設計皆偏重於減少垂直方向地面反作用力對人體下肢所造成的運動傷害，水平方向剪力避震的理念仍未受到重視，一方面因為地面反作用力水平剪力的運作機制也尚未完全釐清，因此本研究希望藉由改良移動平台的勁度控制，來量化不同步態下的水平剪力避震效果，以位移量變化來探討剪力避震情形，並分析膝、踝關節角度與力. -3-.

(11) 矩變化情形，希望能夠找到不同步態速度下最佳避震效果的切確範圍，再以鞋底切割方式來仿照最佳剪力避震效果的勁度條件，希望藉由此結果提供多方向的功能性避震效果，並能進一步運用於避震結構的設計，作為未來鞋類產品研發的參考依據，能夠達到有效減少下肢運動傷害發生的機率。. 二、研究目的本研究目的為下列二點 (一) 以移動平台量化不同步態下剪力避震效果並找出最佳剪力避震的切確範圍。 (二) 以改良式鞋底的構造，測試並觀察最佳勁度條件套用到鞋子上時的實際情況。. 三、實驗參數（一）地面反作用力之第一衝擊峰值及其延遲情形。（二）地面反作用力之最大負荷率與平均負荷率。（三）膝關節與踝關節的角度。（四）膝關節與踝關節的力矩。. -4-.

(12) 四、研究範圍與限制（一）本研究速度限制訂於走路 1.5 m/s、慢跑 2.5 m/s 及快跑 3.5 m/s，不涉及討論其他速度下的運動表現。（二）移動平台與力板結合視為一剛體，碰撞效果並未有能量耗損。（三）本實驗對象以有運動習慣的大專男性，著地情形以足跟著地的走路與跑步方式，另外不同著地習慣者或不同年齡、性別的對象無法經由本實驗結果推論得知。. 五、名詞操作型定義（一）地面反作用力 (Ground Reaction Force) 指人體著地與地面接觸時產生的反作用力，也就是地面給予人體的作用力，兩者大小相等、方向相反且作用在不同施力點上，地面反作用力包含垂直方向作用力、水平方向剪力及內外側旋力三方向的力量形成。（二）水平剪力避震 (Shear Cushioning) 指針對走路或跑步狀態中，人體足部撞擊地面時前後水平方向剪力的減震情形。水平剪力與地面足部間的摩擦力也有相關聯，水平剪力也容易造成足底水泡與足部皮膚潰瘍發生，水平方向剪力的震動因為對質心的力臂較長，進而影響下肢關節力矩以及增加下肢肌肉骨骼系統能量. -5-.

(13) 消耗。（三）第一力量峰值 (Impact Peak Force) 指從足部接觸地面開始的第一個地面反作用力最大值，即第一個力量峰值，研究中稱第一力量峰值，力量單位以倍體重(Body Weight，BW) 表示。（四）達第一峰值時間 (Time to Impact Peak Force) 指足部著地的時間為起始，到第一力量峰值出現的時間間距。（五）平均負荷率 (Average Loading Rate) 足部接觸地面開始到第一力量峰值之間的平均力量斜率值，單位以倍體重/秒 (BW/S) 表示。（六）最大負荷率 (Max Loading Rate) 足部接觸地面開始到第一力量峰值間所有瞬間的最大力量斜率值，單位以倍體重/秒 (BW/S) 表示。（七）步態分期 (Gait Cycle) 正常的步態週期可以分為不同時期，主要是依足部與地面是否接觸來分期，一個完整的步態週期可以分為支撐期 (約佔 60%的步態週期) 與擺動期 (約占 40%的步態週期)。支撐期可以細分為 1.足跟觸地 (heel strike)，2.足部貼地 (foot flat)， 3.站立中期 (mid stance)，4.足跟離地 (heel off) 和 5.腳尖離地 (toe off)。. -6-.

(14) 擺動期可再分為 1.擺動前期 (early swing)，2.擺動中期 (mid swing) 和 3.擺動後期 (late swing)。. -7-.

(15) 第貳章文獻探討本章文獻主要針對地面反作用力之水平剪力其對於下肢的影響進行探討，分為下列三小節，第一節為地面反作用力相關研究之探討，第二節為水平剪力相關研究之探討，第三節為文獻總結。. 一、地面反作用力之相關探討地面反作用力通常在步態週期中的足部著地期才伴隨著接觸地面出現，一般來說，在足跟著地的著地型態下，地面反作用力的力量與時間的曲線圖中會有兩個峰值出現，一是衝擊峰值，發生在足跟著地的衝擊瞬間，另一則是主動峰值，在推蹬期由足底動作推動人體前進的時間發生 (Hreljac, 2004; Wakeling, Liphardt, & Nigg, 2003)。其中，行走時的衝擊峰值約為身體重量的 1.5 倍，跑步時的衝擊峰值更來到身體重量的 2~3 倍，而且在運動中，動作速度越快，強度越高，相對人體的負荷量就越大，人體於著地時所承受的地面衝擊就越大。走路或跑步的過程中，足部不斷地反覆撞擊地面造成地面反作用力對於人體反覆衝擊，往往容易產生各種傷害，這些跑步傷害最常在兩種情況下發生，一為運動過量下容易因為疲勞或重複衝擊的作用下，經由足部、下肢骨骼及脊椎往上傳遞，傳遞過程中此撞擊峰值被人體各關節軟骨及其他組織吸收，長期下來會造成肌肉骨骼系統的慢性傷害，更提高了傷害發生的機率，另一個. -8-.

(16) 因素則是過大的衝擊，一旦人體所受到的衝擊力量過人體負荷時，所造成的傷害將更為嚴重，因此足部與地面間，地面反作用力的撞擊是造成下肢運動傷害的重要關鍵因素之一 (Hreljac, 2004; B. M. Nigg, 1986)。對於跑者來說，跑鞋就是跑者與地面接觸的第一關卡，跑鞋對於減少撞擊地面的衝擊進而降低傷害發生，扮演著舉足輕重的角色。近十年來隨著科技的發展，運動鞋的發展日漸純熟，整體結構設計或材料科技也都有相當大的進步。運動鞋訴求為提供足部活動過程之避震性及穩定性，減少下肢傷害發生機率 (B. Nigg & Segesser, 1992)。先前研究指出，比較 1981 年與 2002 年對於慢跑運動造成跑者受傷的比例後，發現受傷人數的比例並沒有隨著運動鞋的發展有顯著降低，二十年前後的受傷比例數據仍相當相近，專業競技跑者更仍有高達 65%受傷人口比例 (McKenzie, Taunton, Clement, Smart, & McNicol, 1981; Taunton et al., 2002)，此發現代表著現今關於傷害防護的結構設計並沒有明顯達到預期的效益，而目前較常見的跑鞋避震設計主要著重在於垂直方向的避震功能，較少強調其他方向的避震設計，或許其他方向受力情況對傷害的影響有相當程度的比例，這仍然是需要釐清問題之一。. 二、水平剪力相關研究之探討將地面反作用力進行細分可分為：垂直方向作用力、水平方向剪力及內外側旋力，三方向的力量疊加才形成地面反作用力，而其中以垂直 -9-.

(17) 方向分力與水平剪力為影響直線行進方向的主要作用分力。在直線運動型態下，水平剪力的衝擊峰值約為垂直衝擊峰值的 20%， (Divert et al., 2005; Gottschall & Kram, 2005; Helseth et al., 2008)。但在非直線方向運行的項目，像是在進行桌球、羽球與網球等側向位移為主的運動項目時，水平剪力的衝擊則是垂直方向衝擊的 25% (Stiles & Dixon, 2007)。另外在壘球運動中，風車式投手跨步動作的垂直方向地面反作用力約為 2 倍體重，而水平方向也高達 1.7 至 2.2 倍體重 (Wemer，2005)，垂直方向分力與水平剪力的比例接近為 1 比 1。由上述結果可以發現，水平剪力在各種不同的運動項目中佔有不同的比例，且占有一定程度的比例，對於人體的重要性仍不容忽視。也有一些研究是針對不同步態速度下進行測試，Helseth 等 (2008) 將 26 位受試者分為兩組，一組進行 1.5 m/s 的走路，另一組則進行 3.83 m/s 跑步，結果發現，兩種不同步態速度下，水平剪力對身體肢段的作用力臂均約為垂直分力作用力臂的 3.8 倍，而在角動量部分，在不同速度下，水平剪力的角衝量約為垂直分力角衝量的 53%及 41%。在不同速度的條件下，水平剪力佔有的比例會隨著運動速度的提升而有所增加，而水平剪力對於身體肢段的作用力臂相較較長，更提升了水平剪力的重要程度，讓我們要更重視水平剪力方面避震的重要性。避震是運動鞋三大功能性之一，對於運動鞋的設計而言更甚重要。. - 10 -.

(18) 美國測試與材料協會 (American Society for Testing and Materials，ASTM) 將避震定義為：藉外力作用時間的增長，使降低撞擊力峰值的能力 (ASTM，1994)。實際上在運動中，由人體足底、鞋底結構及運動表面所組成的系統，在避震相關研究中扮演了重要的角色。其中作用於足底的水平剪力與所接觸的運動表面條件間的關係更是備受討論的議題，也有許多研究針對足底接觸面的影響進行相關研究。接觸面的影響可透過運動表面的差異來進行比較，Nigg 等人 (2009) 以籃球運動員為受試者，在各種表面上進行側向滑步的動作，藉此了解在滑動與不滑動的運動表面上進行橫向運動，對下肢關節的影響，結果發現滑動運動表面上進行橫向動作時，能降低踝關節的負荷率，但會造成膝關節力矩增加。另有研究指出，在滑動和不滑動表面兩種情況下，走路步態下的水平方向地面反作用力、膝關節力矩在滑動表面的表現皆有顯著下降，但在跑步狀況時，水平地面反作用力與膝關節力矩卻出現增加的結果 (侯傳方，2010)。不同運動方向或運動速度對下肢關節力矩所造成的影響情形，仍需要進一步的研究才能夠釐清。除了運動表面外，也有研究以切割鞋底的方式，讓人體與地面的接觸面產生相對位移來探討水平剪力對於人體的影響，結果發現切割鞋底的方式能有效減緩水平剪力的第一力量峰值，也能有效的延遲水平剪力第一力量峰值發生的時間，不同角度的切割方式對於垂直方向地面反作 - 11 -.

(19) 用力也有降低最大負荷衝擊的效果，而針對下肢關節，有切割設計的鞋款在跑步時能增加踝關節的角度變化，但在膝關節的表現並未發現有顯著的差異 (黃淑玲，2010)，但對切割條件的差異並未進行詳細量化，僅以切割角度來比較效果的差異。另有研究利用不同彈簧組合的移動平台使接觸面產生相對位移的方式，用以探討水平剪力避震的效果，結果發現適量的移動量能夠減少水平剪力的第一力量峰值，並能延遲力量峰值發生的情形，位移量也能減少膝關節與踝關節的負荷，但在膝關節與踝關節的角度變化上沒有顯著差異 (但漢真，2011)。在先前研究中，尚未找出最佳剪力避震效果的切確範圍，可應用於鞋品結構設計上，對於彈簧與鞋材避震效果的差異也有討論的空間。. 三、文獻總結在地面反作用力的所有分力中，水平剪力為比例較小的分力，但與垂直分力相比下有較長的作用力臂，表示水平剪力對人體的影響程度仍占有一定的重要性，對於特殊疾病患者而言，水平剪力避震的重要性甚至更勝於垂直分力。不論是改變運動表面或是改變接觸面結構設計來產生位移量，都可以達到減緩水平剪力衝擊的效果，對於下肢肌肉骨骼系統的傷害及能量消耗也有著相當程度的影響。在市面上鮮少見到針對水平剪力避震的結構設計，必是因為水平剪力的研究與相關文獻探討仍非 - 12 -.

(20) 常有限，且水平剪力的作用方式尚未完整了解，需要更多相關的研究整合才能夠去釐清問題。. - 13 -.

(21) 第參章材料與方法一、實驗對象本研究預計受試者為十二位健康男性大專生，六個月內下肢無神經或肌肉骨骼系統傷害或心血管方面相關疾病，所有受試者的跑步著地情形均為後足跟著地，實驗進行前請受試者閱讀受試須知，並請受試者簽署受試者同意書與填寫基本資料，之後由施測者說明實驗流程與實驗注意事項。. 表 3-1 受試者基本資料身高 (cm). 體重 (kg). 年齡 (years). 平均數. 173.3. 67.1. 23.2. 標準差. 2.5. 7.2. 1.3. 二、研究設備（一）測力板地面反作用力數據收集使用 Kistler 9287 三軸測力板 (Kistler, SW)，取樣頻率訂為 1000Hz，其中可分為垂直方向與水平剪力方向進行討論。. - 14 -.

(22) （二）自製移動平台使用自製的移動平台，並將平台固定鎖在力板上，平台結構如圖。在平台底部設有滾輪以供平台移動，平台的接觸表面以軟木墊進行防滑處理。在平台前後兩側置有剪力避震材料，藉材料個數來調整剪力避震勁度大小，以控制平台的移動情形，本實驗中剪力避震勁度大小組別控制為下列五組 k=0.28 kgf/mm (Stiff)、k=0.23 kgf/mm (Medium Stiff)、 k=0.17 kgf/mm (Medium Soft) 、 k=0.11 kgf/mm (Soft) 與固定對照組 (fixed)。左右兩側置有輪軸控制平台的移動情形，僅有前後方向的位移，以減少左右方向移動對實驗造成的誤差。. 圖 3-1 自製移動平台（三）三維動作分析系統實驗中使用的 Vicon 三維動作擷取系統 (Vicon Motion Analysis. - 15 -.

(23) System, Vicon, UK)，由十台紅外線攝影機所組成，分析系統搭配 Nexus 1.8 版軟體，進行紅外線攝影機的設定與校正，並由軟體進行反光點座標資料收集，捕捉三度空間中受試者身上 17 顆反光球之正確位置，第一顆反光球貼置於胸骨凸起處，以該反光球為監控受試者速度的追蹤訊號，另外 16 顆為下肢 Plug-in-Gait 人體肢段模組所使用，黏貼反光球後並量測受試者的下肢肢段資料，以建立下肢 Plug-in-Gait 模組，紅外線攝影機取樣頻率訂為 200Hz。（四）高速攝影機實驗過程中以高速攝影機 Casio EXILIM Pro EX-F1 (F50, Casio，JP) 記錄受試者每次測試的足部著地情形，用以檢測該次測試的著地情形與著地範圍是否符合實驗限制條件。（五）慢跑鞋使用市面上一般軍用慢跑鞋為實驗測試鞋，因其鞋底無特殊結構設計，可簡易做出實驗所需設計，故以軍用慢跑鞋為受試鞋。. 圖 3-2 軍用慢跑鞋. - 16 -.

(24) 三、實驗設計本研究分為兩階段，第一階段以五種不同剪力避震勁度的移動平台與三種步態速度，來探討地面反作用力、下肢關節角度與關節力矩的影響，藉由結果確定最佳剪力避震效果的範圍，並將第一階段結果應用到下階段，第二階段將以第一階段最佳效果的平台勁度範圍，印證該勁度範圍套用到鞋子上的情況是否能達到預期剪力避震效果。第一階段實驗以 12 位大專男性為研究對象，實驗開始前請受試者進行熱身，熱身結束後練習不同速度下的行走與跑步，速度控制分為三組，分別為速度 1.5 m/s 行走，速度 2.5 m/s 慢跑，速度 3.5 m/s 快跑。熱身與練習結束後，將 16 顆反光球依下肢 Plug-in-Gait 模組貼置於各下肢關節位置，同時測量受試者下肢肢段參數並再次確定貼置位置，並將 1 顆用以監控速度的反光球貼置於胸骨骨突處。實驗在 12 公尺直線跑道上進行測試，測力板置於直線跑道中 6 公尺處，實驗進行依平衡次序法為原則，受試者以赤足方式在三種不同步態速度與五種平台條件下進行實驗，每次測試完畢需檢查該次速度是否控制在限定範圍(步態速度±0.2 m/s)中，並檢查影片是否有以右腳完整踩踏於移動平台內才算有效的數據收取，各狀況下收取三筆成功數據進行資料分析。. - 17 -.

(25) 場地布置與實驗校正. 說明實驗流程並填寫受試者同意書. 進行熱身並練習三種步態速度. 黏貼 16 顆反光球(Plug-in-Gait)與 1 顆反光球 (監控速度)，測量記錄受試者下肢肢段參數. 第一部分實驗：以五種平台條件與三種步態速度進行實驗，以高速攝影機記錄該次實驗足部著地情形. 確定速度符合範圍，以高速影片確認著地位置，擷取地面反作用力與下肢動力學相關資料。. 推由第一部分實驗結果可以得知，各步態速度下，最佳的剪力避震範圍. 圖 3-3 第一階段實驗流程圖. - 18 -.

(26) 第二階段實驗利用改良式鞋底的方式 (如圖 3-4) 來仿照三種步態速度的最佳剪力勁度條件，觀察將勁度條件套用到鞋子上的實際狀況。. 圖 3-4 改良式鞋底實驗用鞋. 圖 3-5 足跟結構機制 (左為正常狀況，右為擠壓後狀況). 第二階段實驗在 12 公尺直線跑道上進行測試，攝影機置於直線跑道中 6 公尺處，實驗進行依平衡次序法為原則，受試者以三種鞋款在三種不同步態速度下進行實驗，每次測試完畢需檢查該次速度是否控制在限定範圍中 (步態速度±0.2m/s)，並檢查影片是否有以右腳完整踩踏於拍攝範圍內才算有效的數據收取，各狀況下收取三筆成功數據進行資料分析。熱身結束後練習三種不同步態速度，速度控制仍為速度 1.5 m/s 行走，. - 19 -.

(27) 速度 2.5 m/s 慢跑，速度 3.5 m/s 快跑，受試鞋分為三種勁度條件，編號分為 a、b、c 三種勁度條件，分別為低、中、高速三種步態速度下最佳勁度條件，依鞋款配對速度進行實驗，著 a 鞋款進行速度 1.5 m/s 走路測試，著 b 鞋款測試進行 2.5 m/s 慢跑測試，著 c 鞋款測試進行 3.5 m/s 走路測試。. 四、資料分析資料分析主要分為動力學地面反作用力與下肢運動學兩方面，第一階段實驗分析不同步態速度與不同平台條件的動力學與運動學相關參數，比較不同條件下對人體是否會有顯著影響，第二階段實驗在同樣勁度條件下，進行地面反作用力分析比較。 (一) 地面反作用力資料分析將分析不同狀況下，水平方向地面反作用力的相關參數，分析參數如下，(a) 達第一峰值時間 (time to impact peak force)：從足部著地為起時時間到第一力量峰值出現的時間間距，稱達第一峰值時間。(b) 第一力量峰值 (Impact peak force)：足部著地後，地面反作用力的第一個力量峰值，力量單位以倍體重 (BW) 表示。(c) 最大負荷率 (Max loading rate)：足部接觸地面開始到第一力量峰值間所有瞬間的最大力量斜率值，單位以倍體重/秒 (BW/sec) 表示。(d) 平均負荷率 (average loading rate)：. - 20 -.

(28) 足部接觸地面開始到第一力量峰值之間的平均力量斜率值，單位以倍體重/秒 (BW/sec) 表示。 (二) 關節角度與力矩資料分析下肢運動學部分，實驗進行中受試者身上有貼置反光點，數據處理利用 Nexus 軟體透過反光點與肢段參數建立下肢 Plug-in-Gait 模組，從中擷取由人體足跟接觸平台開始到腳尖離開平台這段期間內的數據進行資 (c) 料分析，分析矢狀面的關節角度與下肢關節力矩，矢狀面下肢關節角度定義如圖，其中主要參數為膝關節、踝關節最大關節角度與膝關節、踝關節最大關節力矩，探討是否會受到不同平台條件與不同步態狀況的影響而有所差異。矢狀面下肢關節角度定義 (圖 3-6)，由下而上依序為 1.踝關節蹠屈/ 背屈角度，2.膝關節屈曲角度，3. 髖關節伸展角度，本研究中僅討論膝關節、踝關節角度變化。. 圖 3-6 下肢關節角度定義 - 21 -.

(29) 五、統計方式資料分析後，所有數據以平均數與標準差表示，本研究以 SPSS 19.0 統計分析軟體，使用二因子混合設計變異數分析 (Two-way mixed design ANOVA)，分析實驗受試者在五種剪力避震勁度條件、三種步態速度下，地面反作用力相關參數、關節力矩與角度之差異，來探討各項參數是否達顯著差異，若有達顯著差異則以 Tukey 主要效果做探討，本實驗中所有統計的顯著水準均定為 α=.05。. - 22 -.

(30) 第肆章結果實驗結果分三部分呈現：一、平台組合對於平台位移與相關動力學參數結果之影響。二、平台組合對膝關節與踝關節下肢運動學參數之影響。三、改良式鞋底的實驗觀察結果。. 一、平台組合對於平台位移與相關動力學參數結果之影響。 1、平台組合對平台位移之影響本研究所計算之移動距離為移動平台向前位移的距離，再將其對受試者體重做標準化而得，如圖 4-1-1 所示。由二因子混和設計之統計結果得知平台位移距離之交互作用達顯著水準 (F0.95(6,66)=2.783，p= .018)，表示不同步態速度與不同平台條件間，有顯著之交互作用，進行單純主要效果檢定。單純主要效果比較，不同步態速度組別的主要效果在慢跑與快跑有達顯著 (走路：F0.95(3,33)=1.999，p= .113；慢跑：F0.95(3,33)=55.802， p= .000；快跑：F0.95(3,33)=22.975，p= .000)。在慢跑與快跑步態速度下，不同平台的移動距離間達顯著差異 (p < .05)，一開始隨著平台勁度增加而延長移動距離，但在快跑步態速度時，Soft 組的移動距離有減少的情形發生。. - 23 -.

(31) 圖 4-1-1 三種步態速度下四種平台組合之位移差異註：不同平台組別間表現若達顯著水準 (p< .05) 用*表示。. 本實驗所使用單一緩震材料之特性如圖 4-1-2 所示，單一緩震材料 K 值為 0.057 kgf/mm，單一材料測試形變量範圍在 4 mm~15 mm，而實驗進行時形變量範圍約 3.5 mm~9 mm 不等，各平台組合的形變量均在測試的容忍形變範圍內。. 圖 4-1-2 單一緩震材料特性曲線 2、水平力達第一峰值時間水平力達第一峰值時間，如圖 4-2 所示，由二因子混和設計之統計結果得知其水平力達第一峰值時間之交互作用達顯著水準 (F0.95(8,88)=12.535， - 24 -.

(32) p= .000)，表示移動平台勁度條件與步態速度間有達顯著之交互作用，進行單純主要效果檢定。單純主要效果在不同步態速度組別中均達到顯著 (走路：F0.95(4,44)=39.06，p=.000；慢跑：F0.95(4,44)=26.300，p= .000；快跑： F0.95(4,44)=30.192，p= .000 )。水平力達第一峰值時間部分，由於 Fixed 組沒有放置避震材料，所以在三種步態情況下均為時間最短的組別，且在三組中均達顯著差異 (p <.05)。除了 Fixed 組外，其他組別因為在移動平台前後放置了避震材料，成功延遲了峰值發生的時間，而彈性係數越低的材料組合越能有效地延遲第一峰值的發生時間，但在三種步態狀況下的 Soft 組都有時間下降的情況發生，與移動距離部分有類似的結果。另外，若延遲峰值時間越長，表示該組別的避震功能越好，所以在 Soft 組的延遲時間縮短也則代表 Soft 組的避震能力較 Medium Soft 組差。. 圖 4-2 三種步態速度下水平達第一峰值時間註：不同平台組別間表現若達顯著水準 (p< .05) 用*表示。. - 25 -.

(33) 3、水平力第一力量峰值水平力第一力量峰值，如圖 4-3 所示，由二因子混合設計之統計結果得知其水平力第一力量峰值之交互作用達顯著水準 (F0.95(8,88)=11.497， p= .000)，表示移動平台勁度條件與步態速度間有達顯著之交互作用，進行單純主要效果檢定。單純主要效果比較，在不同步態速度組別中均達到顯著，其各步態速度組別間之統計結果 (走路：F0.95(4,44)= 11.116，p=.031；慢跑：F0.95(4,44)= 14.536，p= .047；快跑：F0.95(4,44)= 10.201，p= .039)。走路步態速度下，水平力第一力量峰值隨著避震材料係數變小而降低，尤其在 Fixed、 Stiff、 Medium Stiff 組與其他組間逐漸降低的效果達顯著差異 (p < .05)，第一力量峰值會隨著勁度變小而降低。慢跑與快跑步態速度下，水平力第一力量峰值僅在勁度最低的 Soft 組顯著大於 Stiff 與 Medium Stiff 兩組 (p < .05)，其餘部分依照描述性統計的結果仍可以觀察到，在 Fixed、 Stiff、 Medium Stiff 組勁度較高的前半段組別，水平力第一力量峰值大小仍隨著勁度變小而降低，但在後半段組別，力量峰值卻從 Medium Soft 組開始又呈現回升的現象。. - 26 -.

(34) *. *. *. .. Walking. Jogging. Running. 圖 4-3 三種步態速度下水平力第一力量峰值註：不同平台組別間表現若達顯著水準 (p< .05) 用*表示。. 4、水平力最大負荷率水平力最大負荷率，如圖 4-4 所示，由二因子混合設計之統計結果得知，其水平力最大負荷率之交互作用達顯著水準 (F0.95(8,88)=9.797，p= .000)，表示移動平台勁度條件與步態速度間有達顯著之交互作用，進行單純主要效果檢定。在不同步態速度下的單純主要效果比較，水平最大負荷率在各種步態速度組別間之統計結果 (走路：F0.95(4,44)=18.855，p= .022；慢跑：F0.95(4,44)=13.744，p= .037；快跑：F0.95(4,44)=3.277，p= .098)。最大負荷率的結果中可以發現，在走路步態狀況下，Medium soft 組有最小的最大負荷率，而在慢跑步態狀況下 Medium Stiff 組有最小的最大負荷率，但在快跑狀態下並沒有發現相對較小的組別。. - 27 -.

(35) *. Walking. *. *. Jogging. Running. 圖 4-4 三種步態速度下水平力最大負荷率. 註：不同平台組別間表現若達顯著水準 (p< .05) 用*表示。. 5、水平力平均負荷率水平力平均負荷率，如圖 4-5 所示，由二因子混合設計之統計結果得知，其水平力平均負荷率之交互作用達顯著水準 (F0.95(8,88)= 5.244， p= .000)，表示移動平台勁度條件與步態速度間有達顯著之交互作用，進行單純主要效果檢定。不同步態速度組別間之統計結果 (走路：F0.95(4,44)= 1.521，p= .243；慢跑：F0.95(4,44)= 4.010，p= .071；快跑：F0.95(4,44)= 2.535， p= .140)，水平力平均負荷率在不同步態速度下的單純主要效果比較並無達顯著差異。以描述性統計結果來比較水平力平均負荷率在不同平台勁度條件中的差異，在走路步態速度下以 Medium Soft 組有最低的平均負荷率，在慢跑步態速度下，Medium Stiff 與 Medium Soft 組有著相近的最小平均負荷率，水平力平均負荷率的結果與最大負荷率部分最大不同在於快跑步態速度下，最低的平均負荷率則為 Medium Stiff 組。 - 28 -.

(36) Walking. Jogging. Running. 圖 4-5 三種步態速度下水平力平均負荷率註：不同平台組別間表現若達顯著水準(p< .05)用*表示。. - 29 -.

(37) 二、平台組合對膝關節與踝關節下肢運動學參數之影響。 1、踝關節最大關節角度踝關節最大關節角度，如圖 4-6 所示，由二因子混合設計之統計結果得知，其踝關節最大關節角度之交互作用無達顯著水準 (F0.95(8,88)=1.588， p= .234 > .05)，表示移動平台勁度條件與步態速度間沒有顯著之交互作用，進行主要效果檢定。主要效果檢定結果表示，踝關節最大關節角度在不同平台勁度條件的主要效果結果均無達顯著差異。. Walking. Jogging. Running. 圖 4-6 三種步態速度下最大關節角度註：不同平台組別間表現若達顯著水準 (p< .05) 用*表示。. 2、膝關節最大關節角度膝關節最大關節角度，如圖 4-7 所示，由二因子混合設計之統計結果得知，其踝關節最大關節角度之交互作用無達顯著水準 (F0.95(8,88)=2.244， p= .379)，表示移動平台勁度條件與步態速度間沒有顯著之交互作用，進行主要效果檢定。主要效果檢定結果表示，膝關節最大關節角度在不同 - 30 -.

(38) 平台勁度條件的主要效果結果均無達顯著差異。. 圖 4-7 三種步態速度下膝關節最大角度註：不同平台組別間表現若達顯著水準 (p< .05) 用*表示。. 3、踝關節最大力矩踝關節最大力矩，如圖 4-8 所示，由二因子混合設計之統計結果得知，其踝關節最大力矩之交互作用達顯著水準 (F0.95(8,88)= 4.397，p= .004)，表示移動平台勁度條件與步態速度間有顯著之交互作用，進行單純主要效果檢定。在不同步態速度下的單純主要效果比較，依踝關節最大力矩在各種步態速度組別間之統計結果表示，單純主要效果在走路與快跑步態速度中，並無達顯著水準 (走路：F0.95(4,44)= 2.165，p= .067；快跑：F0.95(4,44)= 1.831，p= .088)，而在慢跑步態速度中，單純主要效果達顯著水準 (F0.95(4,44)= 4.214，p= .039)，其中慢跑步態速度中，固定 Fixed 組的踝關節最大力矩顯著大於 Stiff、Medium Stiff 與 Medium Soft 組 (p < .05)。. - 31 -.

(39) *. Walking. Jogging. Running. 圖 4-8 三種步態速度下踝關節最大力矩註：不同平台組別間表現若達顯著水準 (p< .05) 用*表示。. 4、膝關節最大力矩踝關節最大力矩，如圖 4-9 所示，由二因子混合設計之統計結果得知，其踝關節最大力矩之交互作用達顯著水準 (F0.95(8,88)= 5.244，p= .000)，表示移動平台勁度條件與步態速度間有顯著之交互作用，進行單純主要效果檢定。在不同步態速度下的單純主要效果比較，依踝關節最大力矩在各種步態速度組別間之統計結果表示，單純主要效果在走路步態速度中，並無達顯著水準 (走路：F0.95(4,44)= 1.031，p= .323)，而在慢跑與快跑步態速度中，單純主要效果均達到顯著水準 (慢跑：F0.95(4,44)= 4.872，p= .047；快跑：F0.95(4,44)= 6.531，p= .035)。在慢跑步態速度中，固定 Fixed 組的膝關節最大力矩顯著大於其他各組別 (p < .05)，而在快跑步態速度中，Fixed 組的膝關節最大力矩顯著大於 Stiff 組與 Medium stiff 組 (p < .05)，而 Soft 組的膝關節最大力矩顯著大於. - 32 -.

(40) Medium stiff 組 (p < .05)。. *. Walking. Jogging. *. Running. 圖 4-9 三種步態速度下膝關節最大力矩註：不同平台組別間表現若達顯著水準 (p< .05) 用*表示。. 在慢跑與快跑狀況下可以發現，增加適當範圍的移動情形能夠有效降低膝關節最大力矩，在平台勁度較小的組別仍有回升的現象出現。在慢跑步態速度下 Medium Soft 組有最小的膝關節最大力矩，而在快跑步態狀況下 Medium Stiff 組有最小的膝關節最大力矩。. - 33 -.

(41) 三、改良式鞋底的實驗觀察結果嘗試以平行四邊形的結構來量化垂直與水平方向形變位移量的方式，在進一步進行不同步態速度的測試後，發現實際的作動方式並不如預期，無法直接以平行四邊型同時產生垂直與水平方向的位移來量化結果。所以另外利用貼近赤足的鞋子設計底下黏貼上材料來觀察地面反作用力的變化過程，在 EVA 材料上畫上與地面垂直之線條，以利觀察垂直與水平變化情形。. 1. 2. 3. 5. 4. 圖 4-10 走路速度下觸地過程逐步解析如圖 4-10 所示，在觸地過程中，垂直力與水平剪力大多不是在同一時間產生，以走路速度為例，在走路的速度下會先垂直方向壓縮在進行水平方向的錯動，再利用不同速度控制下進行實驗來觀察，而不同的速度下其相對時間也有所不同。. - 34 -.

(42) 第伍章討論與結論討論將分四部分呈現：一、移動距離對於避震能力參數影響之探討。二、五種勁度條件之平台組合對避震能力影響之探討。三、移動平台對關節角度及力矩之影響。四、移動平台實驗之真實性探討。五、改良式鞋底之發現探討。六、結論. 一、移動距離對於避震能力參數影響之探討。在本實驗中，相同的步態狀態下接觸移動平台會有相近的衝量大小，而因為平台勁度條件的改變造成平台移動的距離有所差異。移動的距離也會關係到受試者與平台接觸作用的時間，因為在相同速度條件下，若平台移動距離越長則表示受試者停留在平台上的作用時間也就越長，至於移動距離與其他參數間的關係，可以藉避震的定義來了解。美國測試與材料協會 (American Society for Testing and Materials , ASTM) 對避震的定義：藉外力作用時間的增長，使降低撞擊力峰值的能力 (ASTM, 1994) 。而以上述對於避震的定義可以了解，材料的避震能力越佳，其外力作用時間能有效的增長，同時也會降低撞擊力峰值的大小。在本實驗中，慢跑與快跑的步態狀況下，Soft 組的作用時間比 Medium Soft 組短，間接影響到其他實驗參數的表現，人體與平台的接觸作用時間短，造成 Soft 組達水平第一峰值的時間較短，而增加水平第一峰值的. - 35 -.

(43) 大小。另外在負荷率的部分，由於負荷率是以峰值大小與達峰值時間進行計算而得出，故負荷率相同也會受到作用時間的長短而有所影響。因此，在相同實驗條件下，移動平台的移動距離可以直接反映出該材料的剪力避震能力，以評估剪力避震能力的優劣。二、五種勁度條件之平台組合對避震能力影響之探討。研究結果發現，適當的平台勁度條件能延遲水平第一力量峰值發生時間、降低水平第一力量峰值與負荷率，在關節力矩部分，適當的剪力避震勁度也能有效減低膝踝關節的最大力矩。在實驗結果中發現勁度較大的平台條件其剪力避震效果較差，不同勁度間的剪力避震效果會隨著勁度降低而上升，但在通過最佳剪力避震效果的勁度範圍後，過小的平台勁度條件會因為作用時間較短，導致水平達第一峰值時間下降，也會影響到第一峰值力量的上升，也可以說明不適當的勁度其避震效果較差。前述的趨勢情況在達第一峰值時間、第一力量峰值、最大負荷率、平均負荷率與最大關節力矩的實驗結果中都能發現相同的狀況，而在本研究結果中，最佳剪力避震效果大多出現在五種剪力避震中的中強度剪力避震勁度，也就是剪力避震勁度為 K=0.17 kgf/mm 的 Medium Soft 組與 K=0.23 kgf/mm 的 Medium Stiff 組。各參數在避震效果中代表的意義有所不同，步態週期中，足跟著地時地面反作用力的衝擊會產生第一力量峰值，若沒有辦法有效的吸收衝. - 36 -.

(44) 擊，將造成人體結構的破壞；若第一力量峰值出現的時間越晚，身體機能即有足夠的時間進行骨骼肌肉系統的調整，進而減少衝擊對人體造成的傷害 (Kersting & Brüggemann, 1999)。若達第一力量峰值時間較長，代表該組具有較佳的剪力避震效果，在本研究的結果中，不論是走路或跑步狀態下，對於延遲第一力量峰值時間最有效果的組別為 Medium Soft 組，其他組別延遲峰值時間的效果較差。除了第一力量峰值時間外，第一力量峰值與負荷率也隨著剪力避震勁度條件改變而有所變化，在跑步狀態中，以中強度剪力避震勁度有最低的水平第一力量峰值與負荷率，高強度與低強度的剪力避震勁度有相對較高的水平第一力量峰值與負荷率。下肢關節力矩部分，在慢跑和快跑的兩種跑步狀況下，膝、踝關節最大力矩的變化也隨著平台的剪力避震勁度降低而變小。平台條件改變使得整體勁度也產生變化，進而造成第一力量峰值的差異，間接影響到關節最大力矩的結果。若剪力避震勁度小於最佳的避震勁度條件範圍，反而會提高膝踝關節的最大力矩，進而增加關節負荷。本研究結果顯示在適當的移動範圍中，能同時減少膝關節與踝關節的最大力矩，與先前研究結果不一致，Nigg 等(2009)表示，在移動表面上進行側向運動能減少踝關節力矩，但會增加膝關節力矩，與先前研究間的結果差異可能是因為運動動作不同所產生，本研究是以直線行進的走路與跑步為運動動作，所以在直線運動方式中，移動量的增加並不會增加膝關節最大力矩。. - 37 -.

(45) 在不同步態速度的實驗結果進行比較後可以發現，不同步態速度下擁有最佳剪力避震效果的組別也有所不同，平均負荷率最低的組別是在走路時的 Medium Soft 組，慢跑時則是在 Medium Stiff 與 Medium Soft 範圍中為最低的組別，在快跑時以的 Medium Stiff 組為最低的組別，結果發現不同步態速度下平均負荷率的最低組別，會隨著步態速度上升而改變最有剪力避震效果的平台勁度大小，這樣的結果表示，不同的行進速度下需要有不同的勁度條件來配合，與先前研究相符合。Helseth 等 (2008) 提出，水平力對身體肢段產生的角衝量在 1.5 m/s 的行走與 3.83 m/s 的跑步，分別佔垂直力的 53%及 41%。Kyröläinen 等 (2005) 提出，速度為 4 m/s 的制動階段會產生 2012 N 的垂直衝擊力，在 8.5 m/s 的速度時為 2366N，但水平力量卻從 339 N 增加到 830 N，結果說明地面反作用力的水平與垂直比例也會隨著速度的差異而有所不同。若考量到不同速度下的動作型態會產生不同的地面衝擊情形，必須有不同勁度條件的避震材料來配合使用，本研究結果顯示，在走路與慢跑的最佳剪力避震效果發生在 K=0.17 的 Medium Soft 組，而快跑則是以 K=0.23 的 Medium Stiff 組效果較佳。三、移動平台對關節角度及力矩之影響。在膝關節與踝關節的最大角度在不同程度的位移情形下均沒有顯著差異產生，先前研究指出，若位移範圍控制在 3 公分內，受試者能維持. - 38 -.

(46) 正常的步態表現 (Maynard，2002)，而本研究所使用的勁度條件參考先前相關研究的建議勁度範圍 (但漢真,2010)，故能夠將移動平台的位移控制在合理範圍內，所產生的最大位移量為 0.8 公分，並未超過三公分的範圍限制，所以在本實驗的條件控制中，受試者的步態情形亦不會受到位移的改變而有所影響，因此在著地期間的最大角度也不會有所差異。四、移動平台實驗之真實性探討。為了探究本實驗的真實性，必須考量到移動平台對於實驗結果是否有一定程度的影響，首先，在實驗測試時，人體會透過足部與平台接觸，接觸之後再撞擊前端的避震材料組合，前述實驗結果主要是以改變不同材料組合探討相關避震能力的影響，而平台對於整體實驗結果影響的真實性卻未能詳述了解。將人體足部與平台接觸的過程視為一種近似碰撞的情形(如圖 5-1)，人體重量為𝑀1 ，平台移動部分的重量為𝑀2 ，擠壓過程中效果類似於 𝑀1 、𝑀2 中有一彈性係數為 K 的彈簧，其碰撞效果類似於撞擊過程中力量值所呈現的結果，若依此進行推導可得作用力 F 的通式. 𝑀1 𝑀2 𝑀1 +𝑀2. ∙. 𝑑2𝑥 𝑑𝑡 2. + 𝑘𝑥 = 0. - 39 -.

(47) 圖 5-1 近似足部與平台接觸的碰撞情形與平台撞擊的效果可能會放大原始體重地面反作用力的大小，如果希望實驗結果更貼近真實性，平台的重量若越輕能讓實驗結果越逼近真實的地面反作用力與地面接觸的效果。五、改良式鞋底結果觀察之探討。改用一個鞋跟結構來取代原本的方式，一來是希望能夠嘗試以平行四邊形上下跟左右方向的形變位移量來觀察垂直力與水平剪力的關係，二來是能夠以中間的空間塞入適當的材料以模擬先前勁度條件的合適範圍，但是進一步進行不同速度的測試後，但是發現實際的做動方式並不如預期，經由後續實驗觀察的結果，可得知在觸地過程中，垂直分力與水平剪力大多不是在同一時間產生。至於內外側也有一定程度的差異，所以後續若能夠將各足底部位的力量傳遞與轉移過程，更仔細地了解，並搭配人體足部生理結構與重心位移分布曲線來進行鞋底緩震材料結構的設計，將會有更佳的效果。. - 40 -.

(48) 六、結論 1. 本實驗藉由運動表面產生移動的效果來量化水平剪力避震效果，結果發現適當的勁度條件能延遲水平剪力的第一力量峰值發生時間，讓肌肉骨骼系統來得及吸收並減緩衝擊對人體的影響，同時也能降低負荷率的大小，有效地產生減震的效果。 2. 不同的行進速度下需要有不同的勁度參數配合，速度越快，需要數值越高彈力係數的避震材料設計。 3. 在適當範圍內的移動量不會影響下肢關節角度的變化。下肢關節力矩隨著移動量增加，也會減少下肢關節力矩，但超過適當移動量範圍後，過多移動量會增加關節的負荷。 4. 若要將適合的勁度條件套用到鞋子上，必需考量到作用位置以及其. 不同時間的作用情形。七、建議 1. 希望能以足底生理結構為原則並搭配足底重心的曲線位置，找出不同區塊所需的避震效果。 2. 針對不同著地方式的步態分析，提出相同的避震條件之建議。 3. 針對不同方向的運動進行分析測試，將最佳避震效果應用於更多的運動項目。. - 41 -.

(49) 引用文獻中文部分侯傳方 (2009)。滑動表面對於地面反作用力和膝關節動力學的影響 (未出版碩士論文)。臺北市立體育學院運動器材科技研究所，臺北市。黃淑玲 (2010)。不同鞋底剪力避震模式對下肢動力學之影響（未出版碩士論文）。臺北市立體育學院運動器材科技研究所，臺北市。但漢真 (2011)。以平台探討滑動對剪力避震之功效（未出版碩士論文）。國立台灣師範大學運動科學研究所，臺北市。英文部分 American Society for Testing and Materials (ASTM). (1994). Standard Definitions of Terms Relating to Athletic Shoes and Biomechanics. Philadephia, PA: Author. Boyer, K.A., & Nigg, B.M. (2006). Soft tissue vibrations within one soft tissue compartment. Journal of Biomechanics, 39(4), 645-651. Divert, C., Mornieux, G., Baur, H., & Mayer, F. (2005). A. Belli1 Mechanical Comparison of Barefoot and Shod Running. International Journal of Sports Medicine, 26(7), 593-598. Gottschall, J.S., & Kram, R. (2005). Ground reaction forces during downhill and uphill running. Journal of Biomechanics, 38(3), 445-452. Helseth, J., Hortobágyi, T., & DeVita, P. (2008). How do low horizontal forces produce disproportionately high torques in human locomotion? Journal of Biomechanics, 41(8), 1747-1753. Hreljac, A. (2004). Impact and overuse injuries in runners. Medicine and Science in Sports and Exercise, 36(5), 845-849. Kuitunen, S., Komi, P.V., & Kyröläinen, H. (2002). Knee and ankle joint stiffness in sprint running. Medicine and Science in Sports and Exercise, 34(1), 166-173.. - 42 -.

(50) Kyröläinen, H., Avela, J., & Komi, P.V. (2005). Changes in muscle activity with increasing running speed. Journal of Sports Sciences, 23(10), 1101-1109. McKenzie, DC, Taunton, JE, Clement, DB, Smart, GW, & McNicol, KL. (1981). Calcaneal epiphysitis in adolescent athletes. Canadian journal of applied sport sciences. Journal Canadien des Sciences Appliquees au Sport, 6(3), 123-125. Nigg, B.M. (1986). Biomechanics of running shoes: Champaign, Ill.: Human Kinetics Publishers. Nigg, BM, & Segesser, B. (1992). Biomechanical and orthopedic concepts in sport shoe construction. Medicine and Science in Sports and Exercise, 24(5), 595-602. Stefanyshyn, D. J. (2006). Footwear traction and knee joint moments. Journal of Biomechanics, 39(Suppl1), s181. Stiles, V., & Dixon, S. (2007). Biomechanical response to systematic changes in impact interface cushioning properties while performing a tennis-specific movement. Journal of Sports Sciences, 25(11), 1229-1239. Swanson, S.C., & Caldwell, G.E. (2000). An integrated biomechanical analysis of high speed incline and level treadmill running. Medicine and Science in Sports and Exercise, 32(6), 1146-1155. Taunton, JE, Ryan, MB, Clement, DB, McKenzie, DC, Lloyd-Smith, DR, & Zumbo, BD. (2002). A retrospective case-control analysis of 2002 running injuries. British Journal of Sports Medicine, 36(2), 95-101. Wakeling, J.M., Liphardt, A.M., & Nigg, B.M. (2003). Muscle activity reduces soft-tissue resonance at heel-strike during walking. Journal of Biomechanics, 36(12), 1761-1769. Yavuz, M., Tajaddini, A., Botek, G., & Davis, B.L. (2008). Temporal characteristics of plantar shear distribution: relevance to diabetic patients. Journal of Biomechanics, 41(3), 556-559. - 43 -.

(51) 附錄實驗數據表 1 跑步狀況下各參數實驗數據 Walking Displacement (mm/ kg × 𝟏𝟎−𝟏 ) Time to impact peak force (s) Impact peak force (BW) Max loading rate (BW/s) Average loading rate (BW/s). Fixed. Stiff. Medium Stiff YZ. -. 1.21±0.32 bcde. ad. 0.103±0.024. 0.176±0.019. bcdeYZ. acde. 0.29±0.04. 0.27±0.03. bcdYZ. 8.47±3.80. YZ. 0.175±0.021. abdeZ. 0.25±0.03. 4.85±1.44. dYZ. 1.70±0.29. 1.77±0.27. YZ. ad. aeYZ. 4.96±1.33. 2.10±1.19. YZ. 1.13±0.19.. YZ. 7.92±4.33. Medium Soft YZ. 1.34±0.13. abce. 0.186±0.022. abcYZ. 0.24±0.03. adeZ. 4.64±1.49. dYZ. 1.46±0.22. Y. bceYZ YZ. p= .113 ad. p= .000. abcYZ. p= .031. bcdYZ. p= .022. dYZ. p= .243. Z. p= .200. YZ. 0.165±0.032 0.22±0.03 7.40±2.98. 1.78±0.45. 7.31±3.12. Knee angle (degree). 18.08±3.02. 16.33±4.19. 15.92±8.33. 13.76±4.12. 14.19±3.56. p= .221. Ankle moment (BWm). 0.61±0.09. 0.45±0.17. 0.57±0.16. 0.51±0.37. 0.59±0.29. p= .067. Knee moment (BWm). 1.12±0.19. 0.92±0.31. 1.04±0.22. 0.98±0.12. 0.88±0.29. p= .323. YZ. YZ. 8.02±6.01. Z. 1.35±0.40. Ankle angle (degree). YZ. 7.19±2.98. aceZ. Soft. YZ. 7.99±3.20. 註：a-與 Fixed 達顯著差異、b-與 Stiff 達顯著差異、c-與 Medium Stiff 達顯著差異、d-與 Medium Soft 達顯著差異、e-與 Soft 達顯著差異。X與 Walking 達顯著差異、Y-與 Jogging 達顯著差異、Z-與 Running 達顯著差異。. -1 -.

(52) 表 2 慢跑狀況下各參數實驗數據 Walking Displacement (mm/ kg × 𝟏𝟎−𝟏 ) Time to impact peak force (s). Fixed. Stiff cdeX. -. 0.57±0.20 bcde. 0.074±0.023. ad. 0.126±0.014. cXZ. 0.26±0.04. bcdXZ. 6.59±1.56. Impact peak force (BW). 0.28±0.04. Max loading rate (BW/s). 16.25±7.36. bcdX. Average loading rate (BW/s). 4.64±2.45. Ankle angle (degree). 18.92±3.88. X X. Medium Stiff. Medium Soft. bdeX. bceX. 0.72±0.31. X X. p= .000. bcXZ. p= .047. cX. 0.27±0.06. 0.30±0.04. aeZ. 6.16±2.02. aeZ. 11.27±4.76. 5.68±1.68. 19.17±2.91. a. adeZ. aeX. 2.30±0.33. p= .000. 0.137±0.015. 0.26±0.05. aeXZ. 2.18±0.39. X. 16.29±4.56. X. ab. bcd. 0.83±0.36. ab. 0.131±0.015. eZ. aeXZ. 0.88±0.35. Soft. aeXZ. 2.21±0.54. 0.125±0.022. bcdX. p= .037. bcdXZ. p= .071. 3.06±0.77. X. 18.50±9.12. p= .079. X. X. 17.03±5.28. Knee angle (degree). 38.15±8.79. 37.88±5.16. 35.26±9.98. 38.06±8.56. 36.01±9.02. p= .113. Ankle moment (BWm). 1.22±0.31. 0.93±0.14. 0.81±0.11. 0.88±0.26. 0.85±0.39. p= .039. a. a. a. a. p= .047. Knee moment (BWm). bcde. 3.36±0.67. 2.06±0.88. 1.88±0.69. 1.65±0.10. 1.79±0.99. 註：a-與 Fixed 達顯著差異、b-與 Stiff 達顯著差異、c-與 Medium Stiff 達顯著差異、d-與 Medium Soft 達顯著差異、e-與 Soft 達顯著差異。X與 Walking 達顯著差異、Y-與 Jogging 達顯著差異、Z-與 Running 達顯著差異。. -2-.

(53) 表 3 快跑狀況下各參數實驗數據 Walking Displacement (mm/ kg × 𝟏𝟎−𝟏 ) Time to impact peak force (s). Fixed. Stiff cdeX. -. 0.55±0.28 bcde. 0.068±0.018. bcXY. Impact peak force (BW). 0.35±0.09. Max loading rate (BW/s). 25.85±14.12. bcdXY. bcdX. Average loading rate (BW/s). 5.90±3.60. Ankle angle (degree). 17.87±3.08. X X. Knee angle (degree). 40.11±7.08. Ankle moment (BWm). 1.13±0.21. Knee moment (BWm). bc bc. 3.71±0.42. ac. 0.109±0.012. Medium Stiff. Medium Soft. bdeX. bcX. 0.72±0.21. 3.05±0.52. aeXY. 15.68±10.01. aeXY. 2.92±0.51. X. X. a. 0.81±0.08. a. 2.33±0.51. aeXY. 17.91±9.01. 39.24±8.88. p= .039. 0.36±0.05. X. 18.04±2.98. p= .000. bcdXY. eX. 8.18±2.66. aeXY. a. aeXY. aeX. 7.62±2.30. p= .000. 0.115±0.013. 0.29±0.05. a. bcX. 0.90±0.21. a. 0.113±0.012. aeY. 0.30±0.05. 0.97±0.36. Soft. 0.31±0.09 7.48±2.35. aeXY. 3.20±1.00. X. 16.82±8.04. X. 0.110±0.018. bcdX. bcdXY. 3.89±1.38. p= .098 p= .140. X. p= .098. X. 17.01±7.78. 39.09±2.91. 38.71±9.34. 36.01±3.73. p= .240. a. 0.79±0.09. 0.89±0.24. c. p= .088. c. p= .035. 0.72±0.36. a. 2.01±0.28. 2.44±0.36. 2.67±0.77. 註：a-與 Fixed 達顯著差異、b-與 Stiff 達顯著差異、c-與 Medium Stiff 達顯著差異、d-與 Medium Soft 達顯著差異、e-與 Soft 達顯著差異。X與 Walking 達顯著差異、Y-與 Jogging 達顯著差異、Z-與 Running 達顯著差異。. -3-.

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