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摘要
目標雖然運動被認為是肌腱疾病的首選方法，但在加載程序中，實際作用於肌腱的負載通常是未知的。本研究的目的是回顧已在體內應用的技術，以估計在康複期間使用的動態練習中作用於人類肌腱的力和應變。
設計確定審核範圍。
數據源從數據庫創建到2021年2月，搜索了Embase、PubMed、Web of Science和穀歌Scholar。
合格標準如果以英語或西班牙語提供的橫斷麵研究專注於評估動態運動中人體肌腱的力量或應變，則包括在內。沒有評估肌腱力或應變的研究被排除在外;如果他們評估跑步、走、跳、著地或完全不做動態運動;如果它們是會議記錄或書籍章節。
數據提取與合成提取的數據包括發表年份、研究環境、研究人群特征、使用的技術和評估的練習。這些研究按技術類型和肌腱位置進行分組。
結果納入21項研究。14項研究使用了基於逆動力學的間接方法，其中9項研究跟腱，5項研究髕腱。六項研究采用力傳感器測量開放腕管鬆解手術患者的肌腱力。其中一項研究應用了光纖技術來檢測髕骨肌腱的受力。四項研究使用基於超聲波的技術測量應變。
結論主要使用逆動力學，但力傳感器，光纖和應變數據估計也被使用。雖然這些工具可用於肌腱力和應變的一般估計，但一些方法的侵入性和另一些方法的喪失即時性使得很難向個體提供即時反饋。
- 肌肉骨骼疾病
- 運動醫學
- 康複醫學
- 腳和腳踝
- 手和手腕
數據可用性聲明
沒有相關數據。沒有其他數據。
這是一篇開放獲取的文章，按照創作共用署名非商業性(CC BY-NC 4.0)許可發布，該許可允許其他人以非商業性的方式發布、混編、改編、構建本作品，並以不同的條款授權他們的衍生作品，前提是原創作品被正確引用，給予適當的榮譽，任何更改都被注明，且使用是非商業性的。看到的:http://creativecommons.org/licenses/by-nc/4.0/．
統計數據來自Altmetric.com
本研究的優勢和局限性
在這篇綜述中，在四個主要數據庫中進行了廣泛的搜索，使讀者能夠接觸到廣泛的知識領域。
本文綜述了動態運動中作用於肌腱的力和應變的研究的現有文獻。
將評估工具分組，可以分析每個選項的優缺點。
有些研究可能沒有被確定，因為追蹤文獻的困難，因為使用了各種各樣的術語。
簡介
肌腱病是與機械負荷相關的持續性肌腱疼痛和功能喪失的首選術語。1這種疾病的高發病率和患病率改變了人們的工作、鍛煉或進行日常生活活動的能力，造成了巨大的社會和經濟負擔。2
目前的知識支持在保守治療的基礎上對肌腱病采取積極的治療方法，包括教育、鍛煉(適當管理和調整負荷)和支持疼痛和症狀控製的幹預措施。2因此，根據過去幾十年發表的大量證據，采用漸進式鍛煉方案進行幹預被認為是肌腱病管理的重要組成部分。2 - 6這些方法的重點是為肌腱適應產生足夠的刺激，目的是增加患者的負重能力。3個7關於肌腱的適應性，研究數據表明，肌腱細胞通過分別誘導基質蛋白的合成代謝和分解代謝過程來應對機械負荷，這一過程被稱為機械轉導。7 - 11因此，肌腱應變是組織維持和適應的重要因素。
不同的鍛煉方式和強度已被應用於肌腱病，並取得了相當好的效果。6日12 - 14同樣，已經實現了不同的策略來處理和修改應用的負載。15 - 17日然而，盡管一些概念，如重複次數最大化，已經可以參數化和量化應用劑量的基礎上，主體的能力進行某項活動，特定的重複次數，在這些活動中，實際作用於肌腱的負荷通常是未知的。在肌腱病的預防和治療中，負荷管理將受益於對運動中作用在肌腱上的負荷和在負荷下發生的應變的更多理解，特別是考慮到可能存在刺激適應的肌腱應變的“最佳點”。7
在分析作用在肌腱上的載荷時，區分諸如力和應變等物理量是相關的。肌腱力是作用在肌腱上的絕對載荷的度量，而應變是指肌腱相對於其靜止狀態的變形。張力有不同的性質取決於產生它的力。因此，肌腱在日常活動中會受到壓縮、拉力或剪切力的影響，18 19但在肌腱的功能中起主導作用的是拉伸載荷(以及它產生的應變)。20.因此，拉伸應變的評估與加載方案的研究尤其相關。21
不管評估的參數如何，重要的是要考慮一個因素，這使得在體內研究肌腱力學困難:肌腱不是單軸結構，而是通常由不同的束組成。22這導致機械性能的區域性變化，力和應變在整個組織的分布是不均勻的。23肌腱力已經通過體外研究計算出來，24並通過基於身體位置、關節反作用力和逆動力學模型的體內間接計算進行估計。25日- 27日此外，正如之前的綜述所強調的，使用力傳感器和光纖技術的侵入性評估已經能夠直接測量手部肌腱、跟腱和髕腱的力。23
此前，超聲或核磁共振等醫學成像技術已經可以直接測量等距收縮時的應變，28走路,29 30運行27日31日和跳躍。32然而，換能器的位置可能會顯著影響超聲測量，有必要在組織上使用剛性固定，這可能會改變運動模式。33因此，它在一些動態活動中的應用仍然有限。
以前發表的一些評論集中在肌腱負荷的評估上。23日33這些綜述並不專門針對動態康複訓練，主要包括為研究等距收縮而開發的方法28 34或循環活動，如跑步，35 36騎自行車25 37或者散步。38 39其中一些方法已被應用於動態運動的研究(如康複運動)，但由於這些工具的局限性，對這類運動的研究仍然很少。33因此，對康複過程中常用的動態運動的直接測量和評價的研究仍然缺乏。
本研究的目的是回顧已在體內應用的技術，直接和間接地估計在康複過程中常用的動態練習中作用於人體肌腱的力和應變。
方法
本次範圍審查是按照係統審查和薈萃分析(PRISMA)範圍審查擴展(PRISMA- scr)指南的首選報告項目進行的。40該綜述尚未在PROSPERO注冊，因為該平台目前不接受範圍綜述、文獻綜述或映射綜述的注冊。
信息來源和搜索策略
根據最近一項研究的建議41對於生物醫學評論，從數據庫創建到2021年2月，兩個審查員(AE-E和JCG)搜索了四個數據庫:Embase、PubMed(包括Medline)、Web of Science和穀歌Scholar。在前三個數據庫中使用了以下術語組合:“肌腱(標題)和負載(標題)”;“肌腱(標題)和力(標題)”;“肌腱(標題)和生物力學(標題)”;《筋與波》;“肌腱(標題)和屬性(標題)”。此外，在Embase和PubMed中搜索了“肌腱和負載”。在穀歌Scholar中使用“肌腱和力”、“肌腱和生物力學”、“肌腱和特性”、“肌腱和負載”和“肌腱和波”的組合，檢索每項搜索的前200篇相關參考文獻。關於信息來源和使用的術語組合的詳細信息載於在線補充附錄1．
合格標準
所有符合下列資格標準的研究均被納入:
發表在科學期刊上的橫斷麵研究。
專注於用直接或間接技術評估體內肌腱的力和應變(肌腱應變評估包括，如果它被描述為一種量化負荷的方法)。
在動態運動中。
可提供英語或西班牙語。
相反，那些符合這些排除標準的研究被丟棄:(A)評估神經肌肉或關節力的研究，但沒有描述肌腱的評估;(B)被調查的任務是跑步，走，跳，落地或其他日常任務，不是康複訓練;(C)會議記錄;和(D)書章節。
研究選擇
所有檢索到的引用都被導入到Mendeley中，稍後被包含到Rayyan (https://www.rayyan.ai/)，一個係統的評審支持工具。副本被識別並刪除。其餘的參考文獻由一位作者(AE-E)按標題和摘要篩選，以排除明顯無關的文章。最後，兩名審稿人(AE-E和JC)對識別的文章全文進行篩選，選出符合資格標準的文章。第三個審查員解決了任何分歧(AIC-V)。
數據提取
兩名審稿人(AE-E和JC)評估了所選研究的全文。為了從研究中獲取信息，使用了一個提取表單，其中包括以下數據:作者和出版年份;研究背景;研究人口;參與者人口;評估技術細節;評估動態鍛煉;和肌腱力/應變結果。
在這篇綜述中，包括了分析動態運動中肌腱受力和應變的研究，特別是在肌腱康複中常用的研究。基於跑步、步行或騎自行車的動態分析，以及基於日常或工作活動的一係列鍛煉沒有被考慮在內。
綜合結果
這些研究根據所使用的測量技術的類型和肌腱的位置進行了分組，總結了每組的設置類型、人群和物品類型，以及廣泛的發現。
方法學質量
目前關於進行範圍審查的指導方針將包含方法學質量分析描述為沒有必要。42 43同樣，缺乏對本綜述中所包含的異質性研究的方法學評價的標準化工具，使得方法學分析變得困難。在此背景下，本綜述的重點是分析納入研究的力和應變評估方法，而不是分析獲得的結果的大小，缺乏方法質量分析在較小程度上影響了本綜述的結果和結論。
患者和公眾的參與
一個也沒有。
結果
在PubMed、Embase、Web of Science和穀歌Scholar中共識別出16 571條記錄。然後，刪除重複的引用，剩下8536個。此外，另有八項記錄由其他來源確定。其中，153人在閱讀了標題和摘要，檢索了所有這些文章的全文後被確定為可能符合條件。在評價合格標準的履行情況後，21項研究最終列入了目前的審查。的圖1表示選擇過程的流程圖。最後一階段所排除的研究的詳細名單載於在線補充附錄2．
選擇過程流程圖。
總共有300名受試者被納入分析研究。其中202例為健康樣本，98例為開放腕管鬆解術患者。然而，由於樣本特征的相似性和大多數作者在三個研究的情況下的一致性44-46(每項研究有12個受試者)，認為他們是相同的參與者是恰當的。
建模和體內評價方法
在納入的報告中確定了不同的評估方法，包括反動力學、評估肌腱力的力傳感器和光纖傳感器，以及應變評估的超聲成像技術。評估的肌腱位置為跟腱、股四頭肌、髕骨和手部不同的肌腱。表1顯示了與肌腱位置相關的評估技術組和包含每一個記錄的參考文獻。表2包括關於測量方法的擴展信息。
力
逆動力學
14項研究使用了基於逆動力學的間接肌腱力評估方法，其中9項研究涉及跟腱，5項研究涉及髕腱。當使用逆動力學時，使用基於關節扭矩和力矩臂或綜合肌肉骨骼模型的運動學和動力學數據的不同方程來估計肌腱力。這種方法使用運動學，通常補充外加外力，來計算淨關節力矩。47矩臂是根據以前的文獻數據估計的，或者是通過成像技術，如MRI或超聲，專門估計每個患者的矩臂。
大多數納入的研究使用運動捕捉係統進行運動學，而力板是獲得動力學數據最常用的設備。一些研究使用了基於已發表文獻的一般力矩臂，48 49其他使用前麵描述的程序和方程，50-53而另一些則是基於成像技術來估計特定受試者的力矩臂。54 55運動學和動力學數據被整合到不同的肌肉骨骼模型:三個研究56-58使用人體模型，59一個48研究使用了OpenSim模型，60一項研究54使用FreeBody模型，61而其他研究52 55 62實現其他代碼或模型。
大多數研究報告了以體重(BW)為標準的力值，通過坐姿抬踵運動獲得了阿喀琉斯的最低值(0.41-0.5 BW)。48 54單足跟升高和降低得到的跟腱值在3-5.12 BW之間。48 54 56 62在髕腱中，結果主要以牛頓(N)為單位報道，對於不同的下蹲姿勢，得到的平均值在2899到5683 N之間。49 53
力傳感器
六項研究采用力傳感器測量肌腱力，所有研究對象都是開放腕管鬆解手術患者。在局部麻醉的情況下，在手術中引入力傳感器。應用了三種形式的力傳感器:扣式力傳感器，44-46s形力傳感器63還有測壓元件。64 65
其中三個研究中使用了扣力傳感器技術44-46由Dennerlein所描述的方法的改進版本組成等．66該裝置由一個9×16 × 4.5毫米的不鏽鋼框架和一個可移動的支點組成，設計用於安裝在腕管內。44-46在該係統中，每個肌腱位於裝置的半圓弓中。44-46這些研究評估了不同手腕角度下手指的無阻力屈伸，得到了指深屈肌(1.6 N至74.7 N)和指淺屈肌1.3 N至12.9 N (2.0 N至47.53 N)的平均值。44-46s形力傳感器由一個不鏽鋼框架和四個附在中心梁上的應變計組成。63本研究在評估不同手指和手腕屈伸運動時得到的值在0到12.0 kgf (117.7 N，通過主動捏尖獲得)之間。63在測力傳感器的情況下，一個由三根垂直杆組成的裝置，每根杆的末端都有一個“鉤子”，用於測量肌腱力。64 65中心掛鉤連接到一個測壓元件，記錄施加的力。這些研究評估了不同的手指屈伸運動，有和沒有阻力，得到的值在1 N到50 N之間(有阻力的手指屈伸，300 g)。64 65
光纖傳感器
狄龍等67應用光纖技術來檢測髕腱近端前後區域的力量。該方法在局部麻醉下插入兩個垂直穿過肌腱整個橫截麵的0.5 mm光纖傳感器。為了研究目的，一個傳感器放置在肌腱後緣前方1-2毫米處，而另一個傳感器放置在肌腱前緣後方1-2毫米處。67光纖連接到發射-接收單元，用於光強度監測。然後，在動態運動中記錄肌腱力，在所有測試結束時移除傳感器。67在本研究中，傳感器沒有經過校準來記錄n的力，因此，數據隻能通過光纖信號的差分輸出獲得。67一般來說，近端肌腱後區(0.77-1.00 V)比前區(0.21-0.42 V)的值更高。單腿深蹲運動的值最高(1.00 V)。67
應變作為一種載荷測量
四個研究55 57 68 69通過應變或伸長測量來量化肌腱上的載荷。裏斯等68而喬杜裏等55利用超聲成像，計算跟腱長度為腓腸肌肌肌腱內側連接處(肌腱起點)和肌腱止點之間的距離。裏斯等68通過先前詳細的方法，使用主動標記運動分析係統，建立並跟蹤這些解剖位點的三維坐標位置。32喬杜裏等55實現了一種提供超聲圖像強度圖的算法，從該算法可以建立最強強度點的二維(2D)位置和角度方向。55因此，作者使用這種機製來定位和跟蹤肌肌腱連接。55伸長率以瞬時長度與初始長度之差計算。在這些研究中，評估了站立偏心鞋跟下降和同心圓鞋跟上升練習，這兩個階段都是在彎曲和伸展膝蓋的情況下進行的。68年55在裏斯的研究中等，作者發現，在運動的偏心和同心階段肌腱的伸長率相似(偏心和同心階段分別為平均13.6 mm和14.9 mm)。68喬杜裏等55在偏心階段(峰值平均伸長率約為8毫米)和同心階段(峰值平均伸長率約為7毫米)也獲得了相似的肌腱伸長率。55•厄普等69基於關節位置和單個肢體長度，使用之前的模型估計遠端股外側肌的肌肌腱單位長度。這些信息被用來比較不同的深蹲方式，根據肌肉束的行為分析肌腱在同心和偏心階段的延長模式。69Revak等57用平均楊氏模量(819 N/mm)估計肌腱應變2)在以前的文獻中報道過。70首先，通過將肌腱力(使用逆動力學估算)除以每個參與者的截麵積，計算跟腱應力(量化單位麵積肌腱載荷的大小)。57然後用肌腱應力除以楊氏模量計算肌腱應變。在這種情況下，超聲被用來測量肌腱的橫截麵(不是在運動期間)。57得到的應變值(以%表示)在0.71±0.35 ~ 8.80±0.35之間，分別對應於坐姿抬踵和單側抬踵和抬踵的練習。57
鍛煉的類型
在納入的研究中分析了不同類型的運動。鞋跟升高和降低練習，包括同心或偏心蹠屈，通常應用於跟腱病的康複。有七項研究包括了這類鍛煉。48 54-57 62 68在髕腱疾病中，通常會開出不同的下蹲方式，以及涉及膝蓋屈伸的練習。八個48-50 52 53 56 67 69和兩個51 67研究分別分析了這些類型的運動。兩項研究分析了另一種用於下肢疾病的運動，如箭步。56 58三項研究分析了上升和下降運動或爬樓梯。48 51 67表2包括每項研究中分析的運動類型。
討論
本研究的目的是回顧已在體內應用的技術，以估計在康複過程中常用的動態練習中作用於人類肌腱的力和應變。本文的主要發現是，大多數研究都使用了逆動力學等間接方法，而由於其應用的困難和局限性，缺乏直接測量。
間接力測量:逆動力學
大多數研究包括在這一綜述使用逆動力學作為間接評價的肌腱力。該方法使用測量的運動學和外力間接計算淨關節力矩和力在一個身體節段模型。71這些計算通常是基於肌腱所附著的肌肉產生的關節力矩。然後，生物力學研究基於與肌腱方向一致的單個激動劑力向量，在某些情況下，基於與肌腱方向相反的單個拮抗力向量。72雖然該方法得到了廣泛的應用，但由於建模假設不正確和測量誤差，得出的結果與實際存在差異。71例如，經典的逆動力學假設理想的銷接頭和剛體節段的存在，這與現實不符。71動力學的引入是為了限製這些誤差。然而，由於上述運動學測量的困難，運動學和動力學數據並不總是一致的。由於數據的並發性不匹配，這就產生了一個新的問題，迫使部分數據被丟棄。71
在反動力學的基礎上，力的計算有不同的程序。因此，盡管大多數納入的研究使用了相似的運動學(運動捕捉裝置)和動力學(力板)評估係統，這些數據以不同的方式處理。一些研究將這些數據整合到肌肉骨骼模型中，如人體模型，56-58OpenSim,48FreeBody,54等等。52 55 62這些模型做出或多或少精確的假設，使我們能夠將運動學和動力學數據轉換為體段的淨扭矩。同樣，人體模型(Human Body Model)等模型也做了額外的間接估計，首先計算肌肉的力量，並假設肌腱中的力量將等於激動肌群的肌肉力量之和。56-58這一事實可能意味著在估計中存在額外的誤差，因為激動肌群和肌腱力之間可能存在差異，並且當隻考慮運動中涉及的一些肌肉時，可能會產生一個潛在的錯誤。72用不同的方法來估計力矩臂。一些肌肉骨骼模型使用了以前對力臂的估計，在模型和所使用的方程中都有一些差異。52 55 62一些研究基於成像技術進行特定主題的計算，以最小化誤差，54 55其他研究使用了以前發表的文獻數據(例如，5厘米腳踝力矩臂)。48 49另外，一些研究使用一種中間方法，基於使用新的或以前發表的方程以及每個患者的具體數據。50-53因此，得到的結果可能受到每種方法的特定局限性的影響。使用基於規範數據的通用力矩臂忽略了個體之間的解剖學差異，72 73而且，有時候，這個數值並不適用於其他的解剖結構。72 74以前的研究也表明，無法通過容易測量的人體測量特征或關節大小差異來估計力矩臂，這支持了成像技術的使用。75在直接測量力矩臂的情況下，應注意靜止位置的值可能與另一位置的值不一致，也可能與通過肌肉收縮得到的值不一致。72 74所選擇的方法是相關的，因為根據以前的研究，根據所使用的技術，可能有高達40%-50%的差異(對於膝角為90°的髕腱力矩臂長)。72 73同樣，這些差異可以轉化為高達67%的肌腱力估值差異。72 73
盡管所有前麵提到的局限性，建模方法已被廣泛用於估計肌腱力。47這可能是由於它的主要優點:它是非侵入性的。
直接力測量
在過去的幾十年裏，人們試圖發展直接測量技術。然而，由於需要將傳感器插入人體，這種方法是有限的。這一特點使它成為一種具有高度侵入性的手術，使得在健康受試者中使用它很難被證明是合理的。33傳感器必須具有生物耐受性(用於短期測量)和生物相容性(用於長期使用)，並且易於植入。23此外，器械應避免損傷身體組織，改變肌腱和關節的活動和神經肌肉功能。23有人建議，這些傳感器也應該是靈活的，並允許無線數據傳輸，以促進其臨床使用。33換能器被植入了一個幾厘米的切口。因此，傷口通常會妨礙2-3周的正常活動，有時還會使在插入傳感器的同一時段內難以測量活動。76此外，潛在的並發症，如局部疼痛或感染，限製了該方法在有限的研究人群中的使用。76
力傳感器
扣式換能器是第一個成功地在各種活動中直接評估這些力的設備，如步行、跑步、騎自行車或跳躍。37 77 - 79這種換能器由一個帶應變計的金屬扣組成，通過該金屬扣，一個肌腱被圈起來。23當拉力施加到肌腱上時，卡扣變形並產生與力成正比的電壓輸出。23由於它們的配置，這些扣式傳感器能夠測量肌腱的整個橫截麵的力。23這是其他植入式傳感器(如光纖)的優勢，隻記錄特定區域的力，因為眾所周知，負載可能不會均勻地傳遞到整個肌腱截麵。23日80 - 82然而，通過扣帶放置肌腱會縮短肌腱，並可能改變其自然運動。23此外，放置位置的微小變化可能會導致測量差異，因此建議在研究的特定組織內對這些傳感器進行校準，一旦傳感器放置並校準，應避免修改或移除，直到測量完成。23
在這篇綜述中，六項研究介紹了用於測量手腕和手指屈伸康複訓練中肌腱力的力傳感器，所有研究都是在開放腕管鬆解手術患者中進行的。利用手術的優勢放置傳感器可以補償這一過程所帶來的部分侵入性。然而，將其應用到此上下文中會限製其應用的上下文中。在這方麵，開發一段時間後可重新吸收的可生物降解傳感器可以增加其應用的合理性，因為避免第二次手術來移除傳感器將減少該技術的一些缺點。83在所有病例中，手術都是在麻醉後進行的，麻醉和手術本身都會對測量結果產生一定的影響。
光纖傳感器
與以前的力傳感器相比，光纖傳感器的使用是一個更小的解決方案。84這種傳感器通過肌腱垂直插入。當在肌腱中產生縱向張力時，就會產生擠壓光纖的負橫向張力。85年23光纖傳感器的功能是基於當光纖由於作用在其上的力而改變其形狀時所發生的傳輸光的振幅調製。85年23這些差異可以在接收器中看到，接收器提供與檢測到的光強度成正比的電壓輸出，因此與肌腱拉伸應變有關。85年23這種效果可以通過兩種類型的傳感器實現:基於強度的和基於光譜的光學傳感器。76
在過去的幾十年裏，基於光纖的不同設備已經被開發出來，並應用於在人體等距收縮時直接測量肌腱力86在動態活動中，如步行或跳躍。39 76 84 87 88這些傳感器是從最早的模型(約500 μ m)發展而來的89到現代基於光譜的模型，包括纖維布拉格光柵和微加工不鏽鋼外殼(約200 μ m)。76現代光纖傳感器具有體積小、靈敏度高、響應時間快、動態範圍大、對電磁幹擾不敏感等優點。76然而，這種測量技術的主要局限性仍然是引入和移除傳感器的過程的侵入性。76手術通常在局部麻醉的情況下進行，會在組織上造成小傷口，從而影響運動。76由於其尺寸較小，與扣式換能器相比，插入過程、纏繞和恢複過程的量級較小。因此，在誌願者中使用它更容易被證明是合理的。23此外，與其他傳感器相比，傳感器在運動過程中可能產生的幹擾和肌腱自然形狀的變化減少了，盡管仍然存在。84年23
這種技術還有其他的局限性需要考慮。以往的研究發現，蒙皮移動、電纜移動和加載速率都會影響傳感器的精度。89因此，隻要這些人工製品能被最小化，這項技術可能被認為是在體內評估的一個合適的選擇。76
此外，這種傳感器記錄的是肌腱特定區域的力，這可能是測量結果差異的來源，因為力可能不會均勻地傳遞到整個肌腱截麵。23日80 - 82這種現象可能與不同肌腱束之間的相對滑動有關。80 81
缺乏在動態運動中使用該技術的研究可能是因為目前的限製，雖然低於其他侵入性技術，但仍然是實施的重要障礙。因此，鼓勵進一步研究這一問題。
應變
tencyte對strain敏感。7 21 90 91因此，有人認為，是肌腱纖維所經曆的應變大小，而不是力，與組織中觸發的積極或消極影響更直接相關。7 21 90此前的研究表明，在散步或跑步等活動中，肌腱的勞損分別在4.0%-4.3%和4.6%-9.0%之間。在這篇綜述中，唯一報道肌腱勞損百分比的研究發現，勞損在0.71%(坐姿時鞋跟抬高和降低)和8.80%(站立時單側鞋跟抬高和降低練習)之間。57
圖像技術(如二維圖像)的使用28 92 93和3 d94超聲或MRI92)已被報道過，特別是在等距收縮時，但大多數這些方法還沒有轉移到動態康複練習的研究中。
肌腱是粘彈性的，它們的力學和粘彈性特性可能意味著當一個力作用在肌腱上時，肌腱的時間依賴性行為。69年11然而，據報道，肌腱的遲滯率約為10%，95在身體活動中施加的加載速率範圍內，加載速率效應似乎並不是決定性的。96 97此外，目前的應變評估技術(基於超聲波的方法)似乎不夠敏感，無法檢測到這一加載速率範圍產生的小影響。98為了進一步最小化這些加載速率的影響，應用條件收縮可能允許在應用力的時刻達到一定的穩定性和可靠性的狀態，以進行評估。99 100然而，這在大多數研究中都沒有做過，至少沒有描述過。
本文綜述了四項研究55 57 68 69包括用於評估肌腱負荷的肌腱伸長測量。Revak等57用肌腱應力(以前得到的)除以報告的平均楊氏模量(819 N/mm)計算肌腱應變2)．57這種方法同樣需要做出各種假設，通過肌腱應力來估計肌腱應變，而肌腱應力又是通過反向動力學間接計算的肌腱力值來計算的。因此，這種間接方法可能會累積所有中間步驟的誤差，其中一些已經在前麵的章節中討論過。此外，假設不同個體的楊氏模量恒定似乎也不合理。•厄普等69使用基於關節位置和單個肢體長度的衍生模型估算了遠端股外側肌的肌腱單位長度，並基於肌束行為計算了肌腱的延長，該方法已被發現是可靠的。101 102不同,裏斯等68而喬杜裏等55計算跟腱長度為跟腱起始點到跟腱止點的距離。68因此，他們通過使用主動標記運動分析係統來跟蹤這些解剖部位的位置。68要做到這一點，必須定義初始長度(也稱為零長度)的位置。雖然關節的中點位置常被用作零長度位置，55需要注意的是，踝關節的這個位置似乎已經與縱向肌腱應變有關，而零長度之前已經與不同的位置(膝蓋角180°和腳踝角110°)有關。103因此，與零長度相對應的關節位置並不總是精確知道的。23重要的是規範化這個參數，以便在研究之間進行比較，例如，使用關節的標準化位置。23在這些情況下，我們通常說的“相對壓力”與之前確定的位置。雖然這種方法在比較特定研究中不同運動下的肌腱峰值應變或與使用相同位置的研究時可能有用，但這種方法不允許將這些結果與體外研究的結果進行比較，在體外研究中，零長度的位置是精確確定的。23將力傳感器與超聲檢查結合使用可以幫助確定每個受試者的零長度。23這些研究中使用的方法的其他局限性是皮膚運動和肌腱彎曲的路徑。先前的證據發現，將跟腱視為腓腸肌內側肌肌腱連接處和跟骨之間的一條直線會低估跟腱的長度，並導致高達78%的長度變化誤差。104在這方麵，Kharazi等105開發了一種利用皮膚反射標記物考慮跟腱曲線路徑形狀的跟腱應變活體測量方法。
成像技術
超聲作為一種應變測量技術，與其他方法相比有一些重要的優點:它是非侵入性的，不使誌願者暴露於輻射中，而且相對便宜。33體內沒有傳感器會阻礙移動，再加上不使用麻醉，可以進行自然運動。23此外，超聲可以區分肌肉和肌腱的界麵，使肌肉和肌腱的應變可以獨立測量。33基本上，有兩種方法可以使用成像技術來分析應變:一方麵，測量肌腱起源和止點解剖位置之間的位移(肌肌腱連接)，這是Rees在這篇綜述中使用的方法等68而喬杜裏等．55這些解剖部位的追蹤是通過不同的方法來完成的。最初，這項任務是通過在整個運動過程中連續的超聲幀中手動標記解剖位置來完成的。55然而，這種方法過於費力，所以它被限製在隻有幾幀。55出於這個原因，人們開發了不同的算法，通常是基於相互關聯的，來自動化這個過程。55 106 - 108例如，在跟腱中，插入通常使用放置在跟骨上的標記來跟蹤，而對於肌腱連接處，主動標記運動分析和超聲係統已經結合起來。68年55另一方麵，可以使用肌腱中間物質中已知點之間的位移測量，即散斑跟蹤。33斑點跟蹤技術允許在運動過程中識別和跟蹤肌腱的獨特斑點模式。109區域應變測量方法比僅能進行點對點應變評估的植入式傳感器具有優勢。方法的選擇很重要，因為考慮到應變分布在整個肌腱是不一致的，結果也可能是不同的。第一個選項提供整個肌腱長度的全局應變值，第二個選項提供特定區域的測量值。一些研究報道，近端止點的位移可能是收縮過程中肌腱總伸長的代表性測量，但最近的研究顯示了這種方法的局限性。72因此，兩種方法都可以是充分的，隻要它們被正確地報告，隻有可能比較來自同一方法的結果。23同樣，作為跟蹤標誌的解剖部位的選擇也是相關的。因此，先前的研究表明，微小的變化(如脛骨結節或平台)會導致獲得的值的顯著差異，包括肌腱應變本身和其他計算的力學特性(如肌腱剛度)。110許多成像技術的局限性已被廣泛報道。23 33 72值得強調的是，這些限製大部分已經出現在等距收縮的測量中，使得動態運動測量的進展更加具有挑戰性。首先，超聲探頭的位置和方向可能會影響測量，在身體部分運動過程中產生的任何運動都可能是誤差的來源。33 72 111在等距收縮的研究中，研究人員試圖通過綁帶的剛性固定來克服這一限製。然而，這種固定在動態運動中很難實現，特別是在關節角度較大的偏移時，很難保持肌腱或肌肌腱連接處的穩定圖像。此外，固定會幹擾運動模式。33可以評估的運動類型也受到事實的限製，除了在使用無線超聲探頭的情況下，受試者必須始終定位在離超聲車很短的距離。33 72其次，超聲圖像的空間局限性與超聲換能器的長度直接相關，尤其影響長肌腱的測量。72這一限製可通過僅掃描肌肌腱連接處而消除。72然而，這需要假設肌腱附著的遠端結構的運動是可以忽略的，即使是等距收縮，情況似乎也不是這樣。72因此，建議掃描肌腱兩端，必要時使用較長的傳感器。72第三，超聲檢查的另一個關鍵局限性是由於使用2D圖像來評估發生在三維空間的肌腱變形。33 72雖然測量是通過識別和跟蹤平麵二維圖像中的解剖位置來完成的，但三維運動的現實意味著肌腱可能會出現鼓脹、旋轉或扭曲的情況，這一事實可能會導致對肌腱長度的係統性高估或低估。33 72新的3D超聲技術通過捕捉多種靜態姿勢的圖像(如徒手3D)部分解決了這一限製94)．在該技術中，超聲傳感器沿肌腱移動，並通過重建捕獲的2D圖像創建一個3D圖像。然而，這種技術需要保持在一個靜態的位置相對較長的時間來掃描不同的平麵，所以它的使用僅限於靜息狀態或持續的靜態收縮。33 72有人提出了一些策略，以盡量減少這些限製。一些最相關的可以在表1塞因斯的文章等．72
其他技術
在審查過程中，還確定了其他技術。然而，它目前的應用僅限於等距收縮，運動，如步行，跑步或騎自行車，或在實驗室設置控製收縮。
磁共振成像
一些作者已經使用MRI作為成像技術來測量肌腱應變。Finni等112在校準的阻力下進行膝關節伸展-屈曲循環。希恩和德雷斯92采用相位對比電影MRI評估膝關節主動伸展過程中髕腱的勞損。在這兩種情況下，參考零長度都是通過分析電影膠片中肌腱的MRI圖像來確定的，並注意到肌腱鬆弛的關節角度。92 112該技術可以進行3D分析，減少了超聲檢查的一些局限性。然而，MRI技術的本質使得評估需要更大靈活性的運動變得困難。
可拉伸應變傳感器
基於軟彈性體和納米材料的新型可拉伸應變傳感器在體內直接測量肌肉骨骼軟組織應變方麵顯示出巨大的潛力。33這些傳感器提供直接應變測量(不像大多數其他可用的傳感器那樣是力)，所以它們可以提供非常有代表性的肌腱應變值。然而，這些應變傳感器與其他可植入設備有許多相同的局限性，必須具有生物耐受性、生物兼容性和易於植入。33
振動行為
一項概念驗證研究確定了一種評估行走、跑步和單側和雙側腳後跟抬起時肌腱力的新技術。113在跟腱上方的皮膚上分別放置一個振動電機和一個加速度計，相距2厘米，測量肌腱載荷。該係統由激勵振動電機和收集加速度計中受肌腱力影響的信號組成。113結果表明，受力較小的筋對振動的響應具有更陡的上升和下降邊緣，這是由於其能量吸收和耗散更快。113然而，在高力作用下，肌腱響應的是漸進的上升和下降邊緣，這歸因於較慢的能量吸收和耗散。113
另一種新的非侵入性方法正在開發中，通過跟蹤振動行為進行體內評估。114在這種情況下，軸向應力和剪切波傳播速度之間的直接關係是通過張力計，由一個壓電驅動錐和兩個皮膚安裝微型加速度計組成。114
盡管這些技術有一些局限性，比如肢體運動對皮膚產生的噪音會造成人工製品，113它們的非侵入性使其優於其他評估方法。
限製
本研究的主要局限性是，由於使用的術語的多樣性和異質性，難以跟蹤文獻。通過搜索包括廣泛的術語，這一限製已經被最小化，但一些研究可能仍然沒有被識別。
結論
不同的評估方法用於量化肌腱力和應變。然而，這些技術中隻有少數被轉移到動態康複訓練的研究中。主要使用建模和逆動力學，但力傳感器和光纖傳感器也被用於測量肌腱力。超聲成像用於測量肌腱應變。直接力或應變測量技術提供了重要的數據，但其目前的局限性和高侵入性降低了其應用範圍。通過反向動力學進行間接力估計不是侵入性的，但需要做出有爭議的假設，可能會限製其準確性。使用成像技術評估應變，隻要它的限製是可控的，是一種非侵入性的方法來評估對作用在肌腱上的負載的直接反應。還有其他可能適用的方法，但它們尚未轉移到動態康複訓練的研究中，可能是由於難以克服它們的一些局限性。
雖然在這篇綜述中收集的方法允許直接或間接地估計動態運動中施加在肌腱上的力和應變，但它們的本質使其在臨床環境中的適用性變得困難。研究可以使用這些工具對動態運動中的力和應變進行一般估計，但一些方法的侵入性和其他方法的即時性的喪失，使得很難對每個患者進行單獨研究，並向被測量的個體提供即時反饋。該領域應該繼續發展，尋找精確、直接、測量誤差小、侵入性低的技術。
數據可用性聲明
沒有相關數據。沒有其他數據。
倫理語句
病人同意發表
倫理批準
不適用。
參考文獻
補充材料
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補充數據
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腳注
貢獻者所有作者都參與了研究設計。AE-E和AIC-V在JC的協助下對文章進行了搜索和篩選。所有作者都對數據分析和數據解釋做出了貢獻。AE-E起草手稿;AIC-V和JC對它進行了嚴格的修訂，所有作者都參與了修訂並批準了最終的手稿。擔保人:AIC-V。
資金這項工作是由西班牙科學、創新部和大學的大學教學培訓計劃(FPU)支持的政府資助項目的一部分。授權號:FPU17/00161。馬拉加大學為這項研究提供了資助，支持其以開放獲取方式出版。
相互競爭的利益沒有宣布。
患者和公眾的參與患者和/或公眾未參與本研究的設計、實施、報告或傳播計劃。
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