腦卒中偏癱患者步態動力學分析的研究進展

張 達，錢競光

（南京體育學院，江蘇 南京 210014）

偏癱又稱半身不遂，是腦卒中后常見的一種后遺癥，主要表現為損傷側大腦對側肢體癱瘓即偏癱。有數據顯示，腦卒中患者中有70%～80%會出現偏癱癥狀且存活的患者中約有70%的患者會留有認知、語言、內心活動以及運動功能障礙等不同程度的后遺癥［1］，其中運動障礙最為常見［2］。患者偏癱后會逐漸表現出，關節活動下降、肌力減弱、肌張力規律性異常等病癥［3］。這些障礙會干擾到步行能力的發揮，使患者行走時表現為擺動期足下垂、內翻、髖外展外旋的劃圈步態［4］。這是偏癱患者一種典型的異常步態模式又稱“偏癱步態”。步行能力與人們的日常生活能力密切相關，因此恢復步行能力是偏癱患者康復的首要目標。步態分析是研究步行規律科學、合理的檢查方法，旨在通過生物力學手段，描述受試者步態特征并揭示造成這種步態特征的內部機理，從而指導患者的康復評估明確治療方案，同時也有助于臨床醫生對疾病的認識［5］。近幾年隨著三維運動捕捉系統的興起，借助三維運動捕捉系統學者們對偏癱患者的步態做了大量的分析研究，為偏癱患者的康復治療和技術創新做出了巨大貢獻。但這些研究多集中在患者步態運動學參數的解析上，而對患者步行過程中的動力學分析報道較少。動力學分析有助于我們對疾病成因的理解，從而有針對性地為患者提供更準確有效的治療方法。因此本篇對國內外偏癱患者步態動力學分析的相關研究進展情況進行綜述。

1 偏癱患者步態特征

正常的步行模式是在大腦神經系統的調控下身體各環節配合協調的、有節奏的雙下肢交替運動的過程。偏癱患者由于大腦神經損傷，導致運動系統失去高位中樞神經系統的調控，使原始的、被抑制的、受到調節的皮層下中樞運動反射釋放，導致肢體肌群間協調紊亂，肌力下降、肌張力異常，進而產生了異常的步態模式。大量的研究表明偏癱后患者的步速、步長、步頻下降，步寬增加［6-8］。在時間特征上患側單支撐時間縮短，雙支撐時間延長。健側支撐時間占比大幅增加［9］。步態不對稱且能耗增加［10］。下肢各關節角度上，相較于正常人偏癱患側主要的異常表現在初始著地時的關節角度、最大關節角度以及關節活動范圍上［8，11-12］都表現出較大差異。如患側髖關節常表現為外展外旋，屈伸活動范圍受限。膝關節過屈或過伸、關節僵硬，活動范圍受限。踝關節背屈不足，足下垂內翻。此外患者軀干運動表現為水平側方位移增大而垂直方向上的運動減小［13］骨盆則表現為水平面旋轉角度增加，矢狀面傾斜角度加大［14］。造成這些異常步行模式的影響因素是多方面的，如神經-肌肉控制障礙、平衡功能障礙、感覺功能障礙等［15］。

2 偏癱后相關動力學參數分析及應用

2.1 地反力（GRF）特征研究

依據牛頓第三定律，當足與地面接觸時，足給地面壓力的同時地面也給足部一個反向支撐力，兩個力大小相等方向相反。GRF又可細分為3個軸向分力分別為；垂直、前后、左右。研究中一般地垂直和前后兩個方向分力常作為研究的主要指標。正常人在步態支撐階段垂直GRF曲線表現為波峰-波谷-波峰形似不完全對稱的“M”型，第一峰值與足下落前的速度呈正相關［16］，主要反映足與地面的沖擊力。第二峰值與下肢踝跖屈肌群和承重能力相關反映足部蹬地作用。王靜［17］研究表明正常青年人第一峰值GRF約為體重的1.05～1.08倍發生在整個步態階段的14%左右，第二峰值GRF約為體重的1.13～1.16倍，出現在步態階段的47%左右。而偏癱患者相較于正常人主要差異表現在GRF雙側下肢的不對稱性。Kim［18］研究表明患者健患側第一峰值出現時間都出現延長，而健側要早于患側。第二峰值出現時間又快于正常人，由于承重能力弱患側第二峰值會更早出現。不同恢復程度的偏癱患者各步態參數指標有不同表現，Che［19］依據垂直GRF表現出的曲線模式將43例偏癱患者分成了4組，研究表明相較于正常人，患者第一、第二峰值力與地面作用更小。有些患者GRF曲線只出現一次峰值，而有的患者GRF曲線兩峰值都未出現，中間則直接表現為一條圓弧曲線呈倒“U”型，病程較輕的偏癱組GRF接近正常人的GRF模式。GRF的表現是多種因素共同作用的結果，Anderson［20］報道指出垂直GRF主要由慣性力、離心力、重力以及肌肉力決定，其中肌肉力對垂直GRF貢獻在50%～95%，是GRF重要的決定因素。而前后GRF曲線呈橫向的“S”型也表現出雙峰模式，又稱為剪切力，主要反映腳與地面的摩擦作用，曲線上有正負之分。負號的力常表示摩擦阻力使腿緩沖減速，正號表示足與地面摩擦此時的摩擦力充當人體前進的動力。Bowden［21］研究表明前后GRF與垂直GRF特征一致，偏癱越嚴重的患者兩峰值力大小普遍較小且曲線表現出不對稱的直線水平，并指出前后GRF是評價偏癱患側不同損傷程度對步行貢獻較敏感的指標。此外GRF也可以為患者的康復治療提供新的思路，Boehm［22］指出偏癱患者一系列的異常特征可能是因為大腦神經受損，導致了運動控制缺陷使腳在與地面接觸時產生了異常偏離重心的力阻礙了身體平衡。因此在康復治療過程中可以糾正這些異常方向上的力，而不僅僅是針對我們觀察到的異常特征模式。總之偏癱患者相較于正常人表現出GRF的偏差可能是一種功能代償的結果，如果治療更關注于功能的恢復那么增強代償性關節的功能可能是更好的治療選擇［23］。

2.2 關節力矩特征研究

人體行走是由肌肉收縮產生內力牽拉骨骼使關節產生運動。當運動的關節與外界相互作用時，便引起人體質心運動。這種由內力變化引起外力變化是人體步行前進的原因［24］。力矩描述的是力對物體作用時改變物體轉動狀態的物理量。人體運動是由肌肉牽拉骨骼使關節產生了轉動，因此可以說肢體的運動是由關節力矩控制和決定的。劉宇［25］指出肌力矩可以提示哪些肌肉群（伸或屈肌）在運動過程中起主要作用，他們又是如何工作的。例如在某一時刻計算的膝關節力矩為伸膝力矩，說明此時膝關節伸肌起主要作用，肌力矩隨時間變化的過程可以解釋肌肉的作用。正常步行模式下在支撐早期下肢各關節伸肌起主要作用，用于調控各關節運動幅度和對抗外力矩以保持下肢運動的穩定和協調。受外力影響較大（慣性、重力）。在支撐末期和擺動前期，髖關節屈肌力矩強度達到最大以加速大腿同時加大大腿的慣性力矩，有利于離地后小腿的后擺。踝關節在這一階段跖屈力矩達到最大為身體的推進提供支持。到擺動期，擺動腿的運動主要受肌肉力矩和慣性力矩的影響，且肌力矩的主要作用是平衡由運動產生的慣性力矩的作用。其中，慣性力矩主要由小腿的角加速度產生，兩力矩相互協同以控制和完成下肢的目標動作。

肌力下降和運動控制障礙是導致偏癱患者下肢肌力矩異常的重要原因［26］。常見的報道患者下肢各關節角度會出現不同程度的活動范圍受限，如患者髖關節常表現為髖屈曲減小、伸展受限，膝過伸或過屈，踝跖屈、背屈受限等。對應患者下肢常表現出較小的伸髖、伸膝、跖屈和背屈力矩，提示導致這些異常特征的一個常見原因便是相應關節功能肌群或單個肌肉出現了異常（肌力下降或痙攣等）。Chen［27］研究發現足趾離地階段偏癱患者常表現出過度的膝關節伸肌力矩，這可能提示膝伸肌在這一階段出現了過度活動。Woolley［28］報告指出正常人站立早期膝關節為負的屈膝力矩而后轉向伸膝力矩，而偏癱患者在整個步態階段下肢表現出伸膝力矩，這提示該患者屈膝肌可能未激活或激活強度不足。盡管行走中力矩的變化通常意味著肌肉的變化，但并不總是如此。因為有時較小的力矩并不總是代表較小的肌肉活動，如偏癱患者的步速一般都小于正常受試者，相應地在擺動期患者在擺腿階段小腿的擺動速度較小，對應的力矩作用也可能減小，因為行走中力矩的主要作用之一就是抑制過快的關節伸展幅度。Hidler［29］研究指出急性偏癱患者關節力矩減小可能與拮抗肌的過度激活有關，盡管主動肌肉輸出的力值大小可能與正常對照組無差異，但拮抗肌的過度激活會導致肌力矩作用減弱從而導致肌力矩減小。目前文獻中記錄的肌肉力矩被定義為肌肉、韌帶和肌腱等共同作用的結果，由于變量無法被唯一確定導致測試結果有時會和實際情況不符，同時肌力矩大小還受力臂的影響。因此在用力矩表征肌肉活動強度時，學者們習慣于將等長收縮形式的峰值關節力矩作為觀察肌肉活動強弱的指標。盡管肌力矩表征肌肉活動強度的影響因素有很多，但它仍是用來評價肌肉活動強度的有效指標。

2.3 偏癱患側下肢肌肉力值研究

2.3.1 肌肉力值的獲取方法

肌肉是人體運動系統最關鍵的一環，肌力的大小決定了肌骨系統中各運動學、動力學以及深層次力學行為，人體運動的動力學分析最終離不開肌肉力學的解釋，因此肌力是研究人體運動行為的重要參數指標。基于人體結構的復雜性和醫學倫理限制，現實中獲取肌力實際數值極其困難。為此肌力值的測量方法備受關注，目前測量肌力的方法有兩種：直接測量和間接測量。直接測量一般是借助測力器件直接獲得肌力數值，如彈簧測力計、力學傳感器等。雖然直接測量能較好地測出肌力數值大小，但肌肉測量的部位和數目有限，再或是測量方式對肌肉組織有創傷性不易推廣。間接測量方法主要有EMG和建立人體肌骨模擬仿真模型測量肌力強度，但二者在肌肉參數的解釋上有一定的區別。早期學者們使用EMG中的絕對均值（MAV）、均方根幅值（RMS）、積分幅值（iEMG）等肌電時域幅度大小來表征肌力的強弱［30-31］，尤其是sEMG的使用，它可以在不破壞人體組織的情況下利用傳感器收集相應肌肉的生物肌電信號以獲取這些參數指標。這極大地促進了人們對肌肉微觀功能活動的認識。盡管許多研究已經證明肌電-肌力存在一定的聯系，但二者建立聯系的條件較為苛刻。肌電預測肌力的方法目前還受實驗技術和測量儀器精度的限制［32］，肌電的研究結果缺乏保真性。因此學者們更傾向于數學-力學模型的研究。

2.3.2 與正常步行相關的主要肌肉及功能

參與人體步行活動的肌肉約有400多塊，若對其一個個描述不僅工作量大而且也不現實，因此研究的重點被聚焦到對步行活動起主要作用的肌肉上，依據肌肉解剖功能一般的研究常以臀大肌、臀中肌、內收肌、髂腰肌、股四頭肌（股內側肌、股外側肌、股直肌）、腘繩肌（半腱肌、股二頭肌）、腓腸肌、比目魚肌、脛前肌等作為主要研究對象，通過分析各環節主要肌肉在步態各階段的作用可以了解人體正常步行模式下行走的機制。

正常步行模式肌肉的收縮時序是：足著地期脛前肌離心收縮控制足部，以防止足部過快下落拍打地面。在支撐期髖、膝關節伸肌激活支撐身體以穩定下肢。踝跖屈肌激活穩定小腿的同時還為小腿離地儲備能量。擺動前期，腓腸肌激活停止，股直肌開始激活抑制膝過度屈曲同時使髖屈曲。至擺動早期髂腰肌激活以加速整個下肢的擺動，股二短頭肌激活增大膝屈曲弧度，脛前肌再次激活使足逐漸恢復至中立位。到擺動末期，臀部伸肌再次激活抑制髖屈曲速度，膝腘繩肌激活抑制膝過快的伸展速度同時膝伸肌開始激活為足下落承重做準備。正常步行模式，在大腦神經系統的調控下，下肢肌肉被有規律地激活，保證了各關節的協調配合。這樣做的好處就是，最大限度地利用重心慣性使身體有節奏地穩定前進，而肌肉并不需要做太多的功。得益于這種多關節的協調模式使得人步行時具有姿勢穩定、步速適宜和耗能最小的特點。

2.3.3 下肢各環節異常肌力與偏癱步態特征的聯系

依據解剖，盡管我們很早就明確了在一個完整的步態周期中下肢各環節主要肌肉功能和作用，但人體行走是個極其復雜的過程。步行的活動不是簡單地由某單個肌肉發力就能使身體前進和保持平衡的。這種復雜性可能源于肌肉除了可以產生和消耗能量外，還有一個經常被我們忽略的功能，就是它可以使我們下肢節段的能量重新分配并且雙關節肌的額外影響使得肌肉對下肢節段運動的影響變得更為復雜［33］。Clark［34］報告指出在行走過程中，中風后癱瘓側下肢肌肉之間顯示協調的模塊數量減少，模塊數量與步態速度和步長不對稱相關。這表明單塊肌肉的活動模式對步態能力的影響可能有限，但下肢肌肉之間的肌肉力量和協作性的影響要大得多。因此當患者某一環節異常，會打破正常行走時協調配合的模式，并且會影響到其它參與步行活動中的每個環節。機體為再次建立步行模式，會利用已有功能去彌補缺失的功能，這時異常和代償性的步態模式就產生了。

1）踝關節主要肌群肌力異常對步態的影響

踝關節主要肌群有脛前肌、腓腸肌和比目魚肌。Nadeau［35］等探討了踝關節跖屈肌攣縮和無力時兩種情況下的步行特征。作者的研究不是測量存在此種缺陷的人群實際步態參數，而是借助OpenSim分別模擬了跖屈肌攣縮或無力兩種狀態的仿真模型。攣縮是通過增加跖屈肌肌腱參數來表示，肌無力是通過降低正常肌肉最大等長收縮力量的百分比來表示的。結果發現：嚴重跖屈肌無力導致模型采用較慢的“腳跟行走”方式前進，而嚴重攣縮的模型采用蹲伏式的“前腳掌著地”的模式行進。

大量研究已經證實踝關節無論是背屈肌還是跖屈肌無力都會顯著地影響下肢步行特征［36-38］。因為任何一方的損害都會造成跖屈與背屈轉化困難，導致離地時間延長，動作速率變慢。分析的具體原因有：當背屈肌無力時，患者足下垂并以前腳掌的方式著地，這種著地模式會阻礙腿部的進一步前進。擺動前期腳趾離地時會因為背屈肌無力踝關節無法向心收縮導致腿部雙支撐時間延長，并且會拖累肢體使速度降低。同樣當跖屈肌無力時腿部蹬離作用不足導致身體前進的動量不足，因此也會使速度減慢。此外比目魚肌作為小腿單關節肌對脛骨的穩定至關重要，DC Kerrigan［39］研究發現當比目魚肌無力時脛骨無法被穩定會造成屈膝模式。在站立階段比目魚肌還有著將下肢遠端能量重新分配向上部傳遞的作用［40］。Mentiplay［41］總結下肢肌肉力量與中風后步行速度的相關性分析發現，更多的研究結果表明踝關節背屈肌力量與步行速度呈良好的相關性，而下肢其它主要肌群與步行速度相關性較差。Ng［42］招募了62名痙攣型偏癱患者，首先測試了受試對象的峰值扭矩，然后讓所有受試者在4.6m的步速墊上行走直到患者感到行走困難步行活動終止，以探討患側背屈肌對步行耐力的貢獻情況。結果表明，背屈肌與步行時的耐受力有較強正相關性。因此背屈肌力量應該是偏癱患者康復訓練重點關注目標之一。盡管這些研究存在一定的局限性（樣本量較小，測量的肌群較單一，測量的方法存在一定的主觀性等）但這些結果有助于指導臨床醫生和研究人員的評估和治療計劃。

2）膝關節主要肌群肌力異常對步態的影響

正常模式下膝關節周圍肌肉表現為，在支撐相膝關節伸肌為下肢提供了穩定支持，在擺動相屈肌和伸肌協調配合以支持下肢的前移并保持了膝關節的靈活性。因此正常步行模式中膝關節活動度和穩定性是步行活動的關鍵要素。在支撐相，膝關節是下肢穩定性的基本決定因素。在擺動相，膝關節靈活性是下肢能夠自由前進的主要因素［20，43-44］。有研究已經證實膝關節周圍肌肉對行走時推進身體的貢獻不重要，它更多的是支撐和保持身體的穩定從而使下肢保持協調運動［45-46］。偏癱常表現為膝過伸模式，股四頭肌的無力可能是主要原因之一。因為當股四頭肌無法支撐屈曲的膝關節時，膝過伸的模式不僅降低身體對股肌的需求還有利于膝關節的穩定。膝關節作為人體活動幅度最大的關節，屈伸幅度受限將會明顯影響足部廓清同樣的當髖或踝關節活動受限膝關節的代償可能是最有效的。在擺動期患側膝關節相較正常人最大峰值降低也是常見特征，Anderson［47］通過仿真模型分別探討了正常人在腳趾離地前階段，膝關節屈曲速度、膝關節屈肌、重力以及慣性力對膝屈曲峰值角度的貢獻。結果發現，腳趾離地前的初始屈曲速度對膝關節峰值角度貢獻最大，而膝屈肌貢獻次之并指出單關節肌比雙關節肌的貢獻多一個數量級，其它因素無明顯貢獻。Fujita［48］研究表明股二短頭肌對膝屈曲幅度有較大貢獻。膝關節峰值角度的減小進一步導致了患者步長減小、步速降低。由于膝關節位于髖和踝關節中間，因此髖和踝關節周圍肌肉對膝關節的影響也不可忽略。De Quervain［49］招募了18例膝過度屈曲的偏癱患者，研究指出任何股四頭肌功能都是對股四頭肌被動膝關節屈曲伸展的痙攣反應，不會改變膝關節的運動模式。髖關節屈肌力量不足是造成膝過度屈曲的重要原因之一。Mulroy［46］以步速、站立時膝關節角度以及踝的背屈姿勢為指標將42名偏癱患者分成了5組，研究發現膝關節的步行姿勢取決于髖、膝伸肌的力量。當膝關節伸肌力量強于髖關節伸肌力量時患側常表現為屈膝模式。這提示恢復膝關節正常活動的前提是髖和踝關節周圍肌肉同時恢復。

3）髖關節主要肌群肌力異常對步態的影響

髖關節周圍主要肌肉有；臀大肌、臀中肌、臀小肌以及髂腰肌和內收肌。步行活動中臀部伸肌是支撐身體重要肌群。通過仿真模擬發現臀大、中、小肌是垂直站立支撐的主要貢獻肌群，并且還發現這些對身體垂直方向支撐有重要貢獻的肌肉也有助于前進方向的加速，而患者身體重心轉移不充分，控制能力差，支撐期伸髖困難可能是臀大肌無力造成的［50，44］。此外，臀中、小肌還是髖關節主要的外展肌，對軀干的穩定和身體的平衡有重要作用。從能量的角度看，人體上半身占整個身體的大部分質量儲存了很大的重力勢能，當外展肌肌力和控制能力減弱時跌倒風險便會顯著增加［51］。髖關節屈曲主要由髂腰肌承擔，擺動期在內收肌、股直肌、縫匠肌等肌肉的協助下帶動股骨使下肢加速向前擺動并完成髖部的屈曲。偏癱后患側髖屈曲功能受限可能與髖屈肌無力有關［52］。而內收肌除了可以使大腿內收外還可以與外展肌協調配合以調控腳下落的位置［53］。

3 偏癱后的下肢肌肉代償策略

Thompson［54］等借助OpenSim驅動模擬了7例健康受試者的正常步態，并應用模擬環境創造了當股四頭肌“萎縮”和“興奮降低”時，個體肌肉是如何進行補償的。肌肉的虛弱是依據前人文獻測量記錄的數據，通過在模型中設置該肌肉最大力值的百分比來實現的。結果發現，股四頭肌在行走站立過程中起重要作用。當股四頭肌損失1N時需要4N的臀大肌進行補償，然而這種補償是有限的，肌肉的補償似乎存在一個補償閾值，超過該閾值，個體將選擇適應改變的步態模式，而不是增加肌肉力量來維持正常步態。

Roche［55］招募了60例偏癱患者，借助三維步態分析測量踝關節背屈和髖關節屈曲角度，并結合肌肉評估量表判斷髖屈肌力量與踝背屈肌力量等級，以探討髖屈肌力量與踝背屈肌力量的關系。研究發現，偏癱患側髖屈肌和背屈肌之間存在代償策略。當踝背屈活動受限或減弱時，患者會通過增加髖關節和膝關節屈曲作為補償使腳趾盡可能離開地面并提高自己步行速度，因此加強髖關節周圍肌肉不僅可以提高步行能力還可以改善踝關節功能。同樣當髖屈肌無力時踝背屈肌也會代償性增強，其目的都是為了使足廓清以保證身體能夠前進。

4 小結

偏癱患者由于大腦損傷部位、患病時間、康復訓練方法以及患者身體狀況不同，整體的功能表現并不是千篇一律的。在研究中我們偏向于將偏癱患者進行某種標準的歸類研究，限制的指標越具體、越全面，獲得的信息越有實用價值。其次，了解肌肉有關的結構和功能活動可以幫助運動障礙患者的診斷和治療。隨著計算機技術的發展和生物力學理論的完善，建立真實的人體肌骨仿真模型成為了可能。相較于傳統的肌肉活動研究方法，虛擬技術具有：1）可以獲取實際測量中難以獲取的信息，如組織內部應力、應變等。2）可以模擬極端環境下組織的力學響應，如對人體組織系統進行損傷和破壞模擬。3）可以就特定問題進行參數化分析，具有效率高、成本低等優勢，它是解決生物內部復雜動力學問題的重要工具。