偏癱步態分析與仿真研究進展1)

張清悅 錢競光

(南京體育學院，南京210014)

行走是完成絕大部分運動的動作基礎。步態的特異性要求在步態分析中利用力學原理、研究方法，結合個人解剖學及運動學特征對人體行走功能進行綜合研究[1]。

異常步態是腦卒中患者的主要功能障礙之一，也是影響患者日常生活活動、降低生活質量的最主要原因[2-3]。文獻[4]表明，在急性期存活下來的患者中有20%～30%的人無法行走，其他大部分則伴有中到重度的行走障礙，行走障礙的恢復通常只發生在腦卒中后的六個月內[5]，及時且科學地進行后續康復治療十分重要。根據步態分析對行走功能異常提出針對性的治療方案，運用步態分析數據曲線評定肢體運動障礙的程度，可為后續制定康復計劃提供數據化參考，對患者康復治療意義重大。如今對步態的研究缺乏樣本量分析，對于痙攣型偏癱步態的康復而言，構建腦卒中后痙攣步態的動力學常模，對分析其肌張力特征、為臨床功能康復提供一定的比較標準具有重要意義。

對步行的觀察研究表明，維持步行中的協調看似很簡單，但對個體肌肉是如何滿足運動的力學機制仍然存在爭議[6]。當代步態分析大多依賴于計算機技術，動力學的三維測力臺、多種建模軟件，生理學的表面肌電采集分析系統以及運動學的Vicon三維運動捕捉系統，均廣泛用于臨床康復醫學、動作技術分析等領域。本文就國內外生物力學技術應用于步態分析，包括偏癱步態分析的研究進展情況進行綜述。

1 步行的解剖學基礎及動力學特征

1.1 下肢關節解剖學及力學特征

下肢關節包括髖、膝、踝三個主要關節，相互協調完成步行動作。髖關節位于人體軀干與下肢交界，由髖臼和股骨頭組成，是典型的球窩狀關節。髖關節傳遞上肢力量至雙下肢，對于人體的坐、走、臥都發揮著非常重要的功能。膝關節是人體中最大、構造最復雜的關節。膝關節結構和功能的復雜性決定了它受力的復雜性，膝關節受到的力主要來自于體重、膝關節肌力以及產生、加速人體運動所需要的力[7]。膝關節的負荷隨人體運動和步態方式變化顯著，承載的壓力沿半月板和關節軟骨向下傳導，由于不恰當的運動方式或姿勢，年輕人膝關節損傷案例中半月板損傷最為常見。

踝關節位于人體下肢最遠端，是人體中距離地面最近的負重關節，由于踝關節解剖結構和位置的特殊性，它是最先進行旋轉、前屈等關節活動的關節結構，也是下肢三大關節中最容易發生扭傷的關節。

1.2 步行運動相關的主要肌肉

步行需要多個關節肌肉協調運動，正常的步態離不開肌肉間的良好協調[8]。一個步態周期中，擺動相需要髖膝關節屈曲、踝關節伸展，最后膝背屈來完成；在支撐相內髖膝關節的適度伸展，有支撐體重的作用[9]。因此，在大腿肌群中參與步行的主要肌肉有股直肌(使髖關節屈曲)，股內、外側肌(使膝關節伸展)，股后肌群中的半腱肌和股二頭肌(主要參與屈膝伸髖運動[10])。而在小腿肌群中，脛骨前肌、腓腸肌內側頭和腓腸肌外側頭分別起到穩定踝關節、協助身體向前運動，引起踝跖屈的作用。另外，小腿肌群中比目魚肌主要維持站立行走時踝關節的穩定性，并在跖屈運動中起協同作用[11]。

2 腦卒中患者異常步態表現

上運動神經元損傷可引起肌肉張力的改變，根據損傷部位和程度的不同，肌張力變化性質和幅度也不同。腦卒中患者由于患側肌力下降、肌張力增高和關節攣縮等病理因素，外加下肢聯合反應及共同運動模式[12]分離運動不充分，致支撐期因患側髖關節伸展不充分，膝關節僵直、踝背伸受限。患者由于生理功能的變化，會出現步行能力低下，行走時的足底受力也會發生受力不均的情況[13]。

2.1 肌痙攣步態

據研究統計，腦卒中后痙攣發生率為17%～46%[14]，痙攣表現出的運動障礙特征主要為速度依賴性的緊張性拉伸反射增高，由過度興奮的拉伸反射引起的肌腱痙攣是上運動神經元綜合征的一個典型表現[15]。腦卒中后身體進入痙攣狀態，出現運動失控、疼痛痙攣、姿勢異常、肌肉緊張度增加和步行功能減退的情況。痙攣型腦癱關節伸展的病理阻力機制尚不清楚，一般歸因于痙攣肌肉的被動和主動特性，即使在沒有任何主動力施加的情況下，關節運動的范圍也是有限的，因此可合理預測痙攣肌肉的被動力量處于很高的水平[16]。腦卒中后小腿三頭肌痙攣是影響患者正常行走的重要因素之一，小腿三頭肌痙攣常導致步行中患側足下垂，無法或不能充分踝背屈，隨之發生站立相膝過伸、支撐相明顯縮短、擺動相足尖下垂、髖關節外展代償、步幅減小和步態嚴重不對稱等情況[17]，影響患者的平衡和行走安全。目前對于腦卒中后肌痙攣的主要治療方法有中醫治療、藥物治療與物理治療等[18]。肌張力是維持人體正常站立和轉移的基礎，在腦卒中后肌痙攣的治療中，不應一味追求降低肌張力。

2.2 肌無力步態

腦卒中患者因神經系統的損傷引發下肢肌無力，同時由于病程和臥床時間的增加導致活動大幅度減少而加重下肢肌無力的程度，嚴重影響正常行走能力。由于腦卒中后中樞神經系統病變，患者無法或較難募集運動單位，導致肌肉自主收縮困難，影響肌肉力量的產生與肢體的協調運動[19]。在因神經肌肉疾病導致的小腿肌無力患者群體中，步行常受到站立時的踝關節背屈和膝關節屈曲過度以及踝關節蹬離減少的阻礙[20]。步態主要表現為患側足下垂、內翻，膝反張，呈現拖曳步態或劃圈步態[21]，特點在于步態不對稱性、耗能增加、穩定性下降以及患側下肢單支撐相顯著縮短，雙支撐相延長，步寬加大，步長步幅縮短，步頻步速降低等[22-23]。

3 生物力學步態分析方法研究進展

3.1 運動學、動力學數據采集

現階段生物力學研究多采用Vicon三維運動捕捉系統及測力臺來采集人體運動過程中運動學與動力學數據，Vicon三維運動捕捉系統是目前最受國際公認的影像采集分析系統。黃萍等[24]運用Vicon對100名正常青年進行步態測試，得到時空、運動學及動力學參數，并建立正常人的步態數據模型，對受試者自然行走時的地面反作用力、時空參數特征及髖、膝、踝關節屈伸角度變化特征進行分析，獲得正常青年自然行走的運動學特征，為臨床上異常步態的研究提供對比參考。

三維步態分析不僅能客觀定量評價患者的步態水平，還可根據結果推測出腦卒中后異常步態的主要問題所在[25]，如髖膝踝關節控制差、軀干穩定性差、步態不對稱或是重心歪斜等。這類研究屬于運動學范疇，局限于運動的表象，無法探究產生運動的根本原因，并且缺乏人體行走移動的動力學分析。研究人員在進行下肢運動或步態相關的生物力學分析時，多采用Vicon與三維測力臺組合測試的方法。Vicon系統用于收集受試者指定運動中的運動學數據，測力臺用于收集受試者運動中的地面反作用力。通過測力臺獲得步行中常人和患者的地面反作用力、加速度曲線和站立時壓力中心曲線[12]，了解患者的足底受力情況，解釋步態異常的原因，為運動障礙患者的步態治療和康復提供臨床指導意見。

影像解析法作為運動學方向的定量研究，其與測力臺測得的數據并非囊括所有肌肉參數，尚不能全面分析異常步態的產生原因。因此在后續研究中可借助表面肌電信號來分析，并借助一些計算機建模軟件來進行更深層次的步態研究。

3.2 表面肌電信號分析

表面肌電圖是神經肌肉系統活動時產生的運動單元動作電位在時間和空間上的疊加，反映神經、肌肉的功能狀態，具有無創性、實時性、多靶點測量等優點，可用于動力學定性、定量分析各種運動狀態下的神經肌肉活動情況，廣泛用于基礎醫學研究、臨床診斷和康復工程[26-27]，對于正常人或疾病患者的特定肌肉功能評定、輔助電針療法治療頸椎病[28]、監測運動過程中肌肉收縮情況和輔助步態分析[29]有重要意義。

Kirker[30]記錄了17名腦卒中偏癱患者步行中髖關節外展肌與內收肌的肌電活動振幅，并與16名正常對照組進行對比研究。發現在步行起始階段人體重心發生轉移時，患者的患側肌肉肌電活動較對照組振幅下降，但其激活模式所表現出的肌電特征與正常對照組基本相似。表面肌電圖反映骨骼肌的激活程度，可以確定骨骼肌電信號與肌力有高度的相關性。然而利用肌電圖預測肌肉力的最大缺點在于肌肉產生的力不能被直接測量，肌力的間接測量與皮膚表面狀態或其他設備的電信號有關，這些因素雖不影響肌電信號，但會影響到測得的肌力值[31]。

3.3 逆向動力學分析方法

逆向動力學是指定物體某一運動，利用力學規律求解使物體發生變化的運動表達的一種研究方法。在人體中，逆向動力學就是根據各種運動學數據，推算人體各關節的肌肉力矩或運動系統內外的約束力[32]。

在步態分析領域，Zajac等[33]使用由凈關節力矩驅動的動力學模型為健康和病理步態的對比分析提供了思路，通過對其他步行模擬的研究，來揭示單個肌肉作用于步行支撐相和擺動相的力學機制。徐歡歡等[34]基于Anybody軟件建立包含肌肉骨骼系統的下肢三維模型，采用逆向動力學在下肢關節處設置模型驅動點，分析正常步態中踝關節與膝關節角度、關節力矩的變化規律，并探討肌力與肌肉活性之間的關聯。以逆向動力學為基礎的仿真方法的實質是已知運動的約束條件與時間序列，建立動力學方程，求解各關節的力與力矩[35]。日本學者Kamono等[36]運用逆向動力學對偏癱患者康復前后拄拐行走時的下肢力矩進行對比分析，同時分別對地面對拐杖與下肢的反作用力進行分析研究。結果表明隨著步行速度的提高，患側下肢髖關節外展、外旋及膝關節伸展力矩較康復治療前均增大，健側髖關節外展力矩減小、外旋力矩增大。此研究方法能夠定量地測定人體運動時關節力矩和地面反作用力的變化規律，分析主要肌群的用力規律并確定它們的工作性質，獲得運動中工作肌群的專項生物力學特征，以對各關節肌群的用力大小、收縮性質和時序性做出分析[31]。

隨著肌電、三維測力臺和逆向動力學研究的發展，對步態的解析已從原先的運動學定量轉變到以動力學定量為主，逐步從觀察步態的表象發展到探究影響步態的力學機制，運動學輔助動力學定量分析已成為步態研究的主流。以逆向動力學為理論基礎的力學分析軟件也被廣泛運用，常見的有Lifemod與Opensim建模軟件。

3.3.1 Lifemod仿真與模擬

對步態動力學的分析可以獲得步行的生物力學特征，從異常步態模式中對比辨別出患者步態障礙的外在表現[37]。運動生物力學將人體簡化成由不同剛體節段組合成的聯接體，多體系統動力學理論的不斷發展更為復雜系統的結構設計、分析以及優化提供了有力支持[38]，也為體育運動技術的研究開辟了新途徑。

Lifemod是在Adams系統基礎上開發出的一種專門用于人體動力學分析的軟件，所建立的模型可以與ADAMS的任何機械系統進行耦合分析，通過模擬準確得到人體在工作狀況下的運動狀態和內部受力情況[39]。馮雷[40]運用Lifemod軟件構建正常青年男性步行的下肢動力學常模，通過實驗獲得肌力與關節運動之間的對應關系，解釋步行過程中下肢肌肉協同控制腿部動作的動力學規律，用作偏癱步態仿真研究的參照。束一銘等[41]從關節活動度與地面反作用力方面對Lifemod動力學模型作了有效性驗證，對常人和偏癱患者步態進行運動學與動力學分析，結果表明肌力的大小影響關節屈曲度，而各關節的異常活動會影響到步態。在后續研究中構建一定樣本量的腦卒中后偏癱步態的動力學常模，可為偏癱行走康復標準化提供參考。

Lifemod也用于分析人體特定關節在運動中的力學機制。建立常人和膝關節置換術者步行的運動學與動力學模型，以整個步態周期中膝關節的關節接觸力、屈伸角度以及肌肉載荷曲線等參數，來檢驗所植入的個性化人工膝關節與個體力學的吻合度[39]。

Lifemod一般和Vicon或Motion Analyse運動捕捉系統共同使用，收集受試者指定運動過程中肢體的運動學數據，根據實驗對象的身體節段參數在Lifemod中建立步態多體動力學模型，通過仿真結果的處理和分析模擬計算出關節力及周圍相關肌肉力值。文獻[42]利用功能電刺激偏癱患肢股前肌和股直肌，并用Lifemod肌骨建模探討功能電刺激對踝、膝關節矢狀面運動學和相關偏癱步態肌肉力量的急性影響。研究發現刺激期間患肢踝關節最大背屈角和膝關節屈曲角明顯增加，刺激后受體肌肉肌力顯著增加。將肌骨模型納入功能電刺激期間或之后偏癱患者步態中的肌力評估，對改善異常步態有一定輔助作用。

Lifemod的局限性在于只能模擬剛體之間(人體與剛體)的接觸，因此人體的質量分布、剛體系數等參量對實驗結果有很大影響[43]，但只要模型模擬準確，Lifemod可直接解析出人體肌力。

3.3.2 Opensim建模

在生物力學分析中另一代表性的仿真工具是Opensim，由斯坦福大學基于C++和Java語言開發的用于建立肌肉模型、仿真與分析的開放性軟件。相比于Lifemod，Opensim更加包容，允許研究者自行建立原始模型。兩款建模軟件相同之處在于都要求高精度的三維影像解析，采集的運動學數據精確度將直接影響到最后結果。

不同的建模方法導出的模型也不同，但其差異還缺乏充分的驗證。Trinler等[44]利用Opensim與Anybody軟件對腦卒中后臨床步態進行對比分析，通過實驗數據理解不同步態之間的變化和差異，得出兩種建模方法(如肌肉骨骼模型、比例、計算方法)雖不同，但得出的肌肉力量在波動模式上仍非常相似。

3.4 有限元分析

3.4.1 有限元建模分析

有限元分析是基于醫學計算機斷層掃描成像和核磁共振成像技術的一種生物力學研究方法，通過兩種成像途徑獲得特定部位的清晰影像，運用Mimics,Geomagic Studio等軟件建立三維模型來對人體進行生物力學分析[45-46]。此方法有助于了解頸椎、腰椎間盤、關節軟骨等骨連結的生物力學特性，也有助于評價人工關節的安全性和有效性。隨著計算機科學的發展和有限元分析軟件的改進，基于有限元的生物力研究方法成為近年來分析體內或體外骨、關節狀態的熱點。

有限元可以對人體指定部位進行精確建模，并修改模型的不同參數，如載荷、接觸以及材料屬性。有限元方法可分析關節應力分布、關節間接觸力，相比較其他建模方法具有高效率、低成本的優勢[47]。盧昌懷等[48]基于足三維計算機斷層掃描數據，建立足部距骨三維有限元模型，對人體正常步態過程中的落地、中立、離地3個時相進行有限元分析，對理解正常步態下距骨的生物力學特性及足踝關節在步態中力的分析有重要意義。王薌斌等[49]以三維有限元模型為基礎，結合下肢三維步態數據建立動態有限元模型，模擬人體在平地行走時下肢隨關節角度和地面反作用力變化而出現的膝關節內應力的改變。對膝關節的有限元建模可得到步行中膝關節結構(如韌帶)的不同應力變化，包括內、外翻程度，脛骨的前后推力[50]等，輔助確定骨骼畸形肢體的活動水平和接觸面上的相應變化[51]，明確在肢體負重期間影響接觸面關節活動的因素。動力學仿真建模逐步將重心轉移到對步行下肢肌力的精細化定量分析上，對人體運動研究的量化、細致化和綜合化已成為現代運動解析發展的新方向。

3.4.2 動力學和骨骼有限元耦聯建模分析

人體動力學仿真和人體生物材料有限元耦聯建模研究是生物力學建模分析的新方向之一，還缺乏在偏癱步態方面的研究。此研究方法將人體動力學與有限元建模結合起來，能夠對人體不同動作施加于自身組織器官的載荷及其應力分布狀態進行精細化定量研究，揭示運動促進康復的動力學機理，推進運動處方研究由定性分析向定量分析方向發展。

Qian等[52]首次將人體動力學仿真和股骨有限元耦聯建模，探討人體不同運動過程中施加于自身股骨頸應力變化的規律。對各種下肢動作如步行、下蹲、單腿站立等進行圖像解析與動力學建模，運用動力學仿真將肌力與重力擬施加于骨骼上，通過有限元精確計算出骨骼上的載荷與應力。以左側股骨作為研究對象，根據載荷和邊界條件計算出股骨頸部位的應力，研究不同動作過程中其變化規律。研究發現，不同運動對股骨頸部位施加的應力不同，其中步行和向前弓步走分別對股骨頸部位松質骨和密質骨應力刺激最高，是提高該區域骨量、預防股骨頸骨折最簡單易行的鍛煉方法。

這為偏癱步態的創新研究提供了新思路，在后續關于病理步態的研究中，可將動力學仿真與有限元建模耦聯起來進行步態模型的建立與分析，對下肢關節載荷與應力分布狀態精細定量研究，為臨床康復提供新參考。

4 結論與展望

步態分析經過近幾年的快速發展，新式分析方法和手段不斷出現。從最開始利用單一方法發展到多種分析方法綜合應用，從初步的定性分析到影像解析運動學數據的定量分析、測力臺與肌電的動力學數據分析、逆向動力學的關節力定量研究，再發展到動力學建模與仿真，實現肌力數據的量化研究。步態分析已經進入到大樣本量分析層面，不僅建立了人體步態運動學常模，動力學常模也通過研究論證得到。人體步態動力學仿真和生物材料有限元耦聯建模研究，更揭示了運動促進康復的動力學機理，促進運動處方研究由定性分析向定量分析方向發展。

偏癱步態的研究從借助肉眼觀察的定性分析，到運動學、動力學的定量分析，再到動力學建模，越來越重視下肢肌力的精細化定量分析，這能為臨床診斷、治療和康復提供更加精確的量化數據依據。國內外已有部分通過建模對偏癱步態分析的案例，但運用多體動力學軟件建立偏癱步態動力學模型并模擬計算出相關肌肉力量數據的研究尚不多見[42]。現有的研究還處于個案分析階段，構建大樣本量腦卒中后偏癱步態的動力學常模，對揭示偏癱步態的內在力學機制，歸納此類步態生物力學規律，為臨床行走功能康復標準化提供參考有重要意義。