老年女性不同步行增速策略的下肢关节角度和角速度变化

李旭鸿 喻美鑫 范年春 徐玉明 韩晓鸣

1杭州师范大学体育与健康学院（浙江杭州 311121）

2杭州师范大学钱江学院（浙江杭州 310036）

增龄老年人的步态异常可能源于其自身的生理机能或神经肌肉限制[1，2]。因此，围绕老年人步态的生物力学研究引起了诸多学者的关注，特别是健康人群步速与其下肢关节运动学、动力学、肌肉活动和步态稳定性之间的相互关系[3-8]。但遗憾的是，很少有研究关注人体步行过程中的下肢关节角速度，尤其是老年人群[9-11]。掌握和了解健康老年人群下肢关节角速度的变化规律，对于临床医生和康复治疗师准确评估患者的步态异常，以确定其每个关节的功能性障碍具有重要意义。然而，围绕老年人群下肢关节角速度的认识仍存在诸多不足，尤其是老年人的步态特征存在明显的性别差异[12]，导致老年女性更容易跌倒[13，14]。与此同时，上述研究也并未考虑步行增速策略（增加步频、增加步幅或同时增加步频和步幅）的差异性，况且每一种步行增速策略所对应的下肢关节运动学适应性也是迥然不同的[15]。所以，这在一定程度上也阻碍了人们对老年人步态异常、易发生跌倒的深入理解。鉴于此，本研究探究不同步行增速策略情况下健康老年女性下肢关节矢状面的角度和角速度变化，旨在帮助临床医生、康复治疗师完善其临床评估和治疗方案，以恢复患者正常行走时下肢关节和肌肉的运动表现。

1 研究对象与方法

1.1 研究对象

通过宣讲的方式在社区招募受试者，要求其无视觉和前庭功能障碍，且近两年内在肌肉骨骼、神经系统等方面无疾病，下肢无明显疼痛或无骨折和手术史，能独立完成1 h左右的步态测试工作。随后让受试对象填写《受试者基本情况调查表》，并签署知情同意书。由于年龄已被证明对步行速度的影响较大[16-18]，因此本研究年龄的纳入标准在60～70岁之间。根据上述信息对受试对象进行初步筛选，结合后期的数据采集、处理以及增速策略的选择范围，最终共有27名健康老年女性入选（G1组：依靠增加步频来提高步行速度，n=10；G2组：依靠增加步幅来提高步行速度，n=8；G3组：同时增加步幅和步频来提高步行速度，n=9）。受试对象基本信息见表1。

表1 受试对象基本信息（±s）

表1 受试对象基本信息（±s）

*P＜0.05，G1与G2组相比；#P＜0.05，G1与G3组相比

组别（人数）年龄（岁）身高（cm）体重（kg）BMI（kg/m2）下蹲力（kg）G3组（n=9）64.89±3.82 156.60±3.19 57.12±9.38 24.47±3.85 54.52±5.33总体（n=27）63.41±3.13 155.16±4.05 55.64±8.34 23.32±3.22 51.70±7.53 G1组（n=10）63.60±3.85 154.35±4.06 54.81±7.91 22.74±2.96 45.12±4.39*#G2组（n=8）61.50±3.48 154.55±4.90 55.00±8.53 22.76±2.79 56.68±8.19

1.2 仪器设备

通过9台QUALISYS摄像头（Oqus300+）和高速运动捕捉系统QTM以及24个配套直径为19 mm的红外反光标志球和4块跟踪板共同完成运动学数据的采集，采样频率为500 Hz。KISTLER三维测力台2块（9287C），长×宽×高：900 mm×600 mm×100 mm（见图1），外置信号放大器的采样频率为1000 Hz，并通过数模转换器与红外高速运动捕捉系统QTM连接并同步，主要是界定步态周期的起始点（脚跟触地瞬间）。利用肌肉功能分析仪（美国）测试下肢肌肉力量，测试方法：受试者赤脚站立在电极板上，双手前平举，抬头目视前方，在听到提示后尽力快速下蹲3次，取左右两侧的均值。并保证整个身体不离开测试平台动作连贯，详见前期研究[19]。利用VISUAL3DTM（美国）完成运动学参数的过滤和处理（5.1.7.0）。其中原始的运动学参数通过Butterworth低通滤波器进行过滤，其截止频率为12 Hz。

图1 高速运动捕捉系统QTM和三维测力台KISTLER

1.3 实验流程

本实验的操作人员都在前期做过相关实验测试工作，确保每名受试对象反光球的粘贴位置、实验流程和条件基本一致。首先，安排受试者在跑台上以2.0～3.0 m/s的速度进行5 min的慢跑热身，更换实验测试运动装备（短裤、某品牌运动鞋和袜子），主要是为了消除运动装备不同带来的影响以及下肢、骨盆处的反光Marker球清晰可见。其次，操作人员为其粘贴反光球和跟踪板，反光球的粘贴位置分别在髂脊上缘、髂前和髂后上棘、大转子、膝内外侧、踝内外侧、跟骨、第五跖趾关节、第一跖趾关节以及4块跟踪板贴在大、小腿外侧的中部。再次，要求受试者站在拍摄的中心区域保持不动、双脚自然分开与肩同宽、掌心向前，采集受试者的静态动作。

随后，在QTM人体模型中完成匹配后取下大转子、膝和踝关节处的反光球（10个）。最后，向受试对象发出开始的口令，让其在规定路线上自然行走（comfortablewalking，CW）和快速行走（fastwalking，FW）。其中快速行走的速度至少要比自然行走提高一个标准差，否则数据将不会纳入到结果分析中。当受试者在自然行走和快速行走过程中各有三次成功采集到有效数据，即左右脚分别踏在两块三维测力台上，宣布测试结束。

1.4 数据处理

实验之前在V3D中建立骨架模型，人体共分为骨盆、大腿、小腿、足7个环节。其中踝、膝关节中心分别定义为内外踝和胫骨内外粗隆的中点，骨盆近端与远端半径分别为左右髂棘与大转子之间距离的一半，骨盆深度设为0.144 m。一个步态模型插件（Plug-in Gait）用来采集受试者的步速、步幅、步频、步行周期等参数，目前该模型已被广泛地应用在步态分析中[20]，其重复性和可靠性也都得到验证[21]。

在实验后期数据处理过程中，把一些Marker点丢失且处理困难、模型中Marker错位、异常行走（手脚配合不协调）的受试对象剔除，不纳入到本文的数据结果分析。提取受试者步态周期[右侧足跟触地（0%）至右侧足跟再次触地瞬间（100%）]数据，上述标准是根据三维测力台上的垂直地面反作用力来完成。进而得到每名受试对象三次自然行走和快速行走的角度和角速度平均值，再对其步态周期做归一化处理。另外，由于每名受试者的下肢关节角度和角速度峰值都不会完全重合，因此本研究将其下肢关节角度和角速度峰值（±s）提取后再做统计分析呈现在表3中，各组步态周期内关节角度和角速度均值示意图仅以G2组为代表在文中出现。本研究还定义整个步行过程中踝关节背屈、膝关节和髋关节屈曲为正值（+），对应的踝关节跖屈、膝关节和髋关节伸展为负值（－）[4，10，22-24]。为了更清楚地描述老年女性在步态周期内下肢关节角度和角速度峰值的变化，笔者对一些重要的时相（gait phase）进行划分和定义[4，10，25]。具体如下：承重反应期 T1（loading response，0%～10%）、支撑中期T2（mid-stance，10%～30%）、支撑末期T3（terminal stance，30%～60%）、摆动初期T4（initial swing，60%～70%）摆动中期T5（midswing，70%～85%）、摆动末期 T6（terminal swing，85%～100%）。

通过复相关系数（coefficient of multiple correlation，CMC）对各组角度和角速度均值曲线之间的相似程度进行描述[26，27]，复相关系数（公式1）定义为：

其中，m是曲线的条数，n是每条曲线中含有数据的个数，xij是第i条曲线的第j个数据，是m条曲线的第j个数据的平均值，是m条曲线n个数据的总体均值。

1.5 增速策略

步行过程中的增速策略共分为三种[28]：（1）主要依靠增加步频来提高行走速度；（2）主要依靠增加步幅来提高行走速度；（3）同时增加步幅和步频来提高行走速度。

1.6 统计分析

数据由SPSS17.0进行处理，采取均值±标准差（±s）表示。三组人群的年龄、身高、体重、BMI和下蹲力以及各组间自然行走和快速行走过程中步速、步频、步幅、步行周期、下肢三个关节角度和角速度用单因素方差分析（One-Way ANOVA），P＜0.05为显著性差异、P＜0.01则为非常显著性差异。另外，同组间自然行走和快速行走过程中的下肢三个关节角度和角速度用配对t检验统计分析，P＜0.05为差异具有统计学意义。

2 结果

2.1 三组老年女性基本情况、步态参数的比较

三组老年女性在年龄、身高、体重、BMI方面均无显著性差异（P＞0.05），但G1组的下蹲力分别与G2组和G3组呈显著性差异（P＜0.05），详见表1。

三组老年在自然行走过程中的步速、步幅、步频和步行周期均无显著性差异（P＞0.05）。而在快速行走过程中，G1组的步幅、步频和步行周期分别与G2、G3组呈非常显著性差异（P＜0.01），其中，步幅：G1 vs.G2（P=0.001），G1 vs.G3（P=0.008）；步频：G1 vs.G2（P=0.000），G1 vs.G3（P=0.001）；步行周期：G1 vs.G2（P=0.000），G1 vs.G3（P=0.002）（见表2）。但是快速行走过程中，三组老年女性的步速则无显著性差异（P＞0.05），与此同时三组老年女性在从自然行走到快速行走，速度增量较为接近（0.45 m/s），详见表2。

表2 受试对象自然行走和快速行走过程中的主要步态参数

2.2 老年女性在自然行走过程中下肢关节角度和角速度的组间比较

三组老年女性在自然行走步态周期中，矢状面内各时相的下肢关节角度和角速度峰值均无显著性差异，P＞0.05（见表3）。不论自然行走还是快速行走三组老年女性下肢三关节的角度曲线相似度均在0.858以上（见图2），另外三组老年女性自然行走髋关节屈伸的最大角度和角速度均分别出现在摆动末期（HT6）和摆动初期（HT4）、膝关节屈伸的最大角度和角速度在摆动中期（KT5）和摆动末期（KT6），踝关节则是都在摆动初期（AT4）。

2.3 老年女性在快速行走过程中下肢关节角度和角速度的组间比较

快速行走步态周期中，G1组HT3时相的伸展角度和AT1时相的跖屈角速度较小，AT5时相的背屈角速度较大，分别与G3组呈显著性差异（P＜0.05）；与此同时，AT4时相的跖屈角速度较大、HT2时相的伸展角速度较小，分别与G2和G3组呈显著性差异（P＜0.05）。G2组KT2时相的屈曲角度较大，分别与G1和G3组呈显著性差异（P＜0.05）；KT4时相的屈曲角速度较大，并与G3组呈显著性差异（P=0.023）。不管是自然行走过程还是快速行走周期内，老年女性在下肢关节角度和角速度峰值的出现时相（T）基本相同，仅G2组的屈曲角度峰值是在触地瞬间（HT1），并非摆动末期（HT6），如表3所示。

图2 老年女性自然行走和快速行走时的下肢关节角度（其中实线为均值，阴影面积为标准差）

表3 受试对象自然行走和快速行走时矢状面内下肢关节角度和角速度峰值

2.4 老年女性在自然行走和快速行走过程中下肢关节角度和角速度的组内比较

与自然行走过程相比，老年女性在快速行走周期内下肢关节角度和角速度峰值均变大，特别是G2组的关节角速度峰值大多数出现了显著性差异（P＜0.05）。有意思的是，三组老年女性髋关节摆动末期（HT6）的角速度峰值却并未随着步速的加快明显变大（图3）。踝关节在支撑末期（AT3）的背屈角度峰值却出现一定的减小，但无显著性差异（表3）。另外，G2组在踝关节摆动初期（AT4）、膝关节支撑中期（KT2）、髋关节承重反应期（HT1）和支撑末期（HT3）的角度峰值均出现了显著性增大（P＜0.05）。

3 讨论

图3 老年女性自然行走和快速行走时的下肢关节角速度（其中实线为均值，阴影面积为标准差）

本研究根据健康老年女性增速策略（主要以增加步幅、步频或同时增加步幅和步频）分组，并对其自然行走和快速行走的下肢关节角度和角速度进行研究，结果发现健康老年女性不论是以何种策略来加快行走速度，其步态周期内下肢关节角度和角速度的变化轮廓较为相似。这与前人的研究结果吻合，矢状面内下肢关节角度和角速度的变化轮廓与行走速度无关[28]，也与不同的增速策略无关。曾有研究指出，身体活动能力不足的老年人不论是自然行走还是快速行走，其髋、踝关节在支撑末期的角度峰值比健康老年人低，而髋关节摆动末期的角度峰值则较高[24]。本研究也发现了类似的现象：G1组老年女性不论是自然行走还是快速行走，其髋、踝关节在支撑末期（HT3和AT3）的角度峰值较低，而且髋关节摆动末期（HT6）的角度峰值也均高于G2和G3组（表3）。与此同时，G2和G3组老年女性随着步行速度的加快其髋关节支撑末期（HT3）的角度峰值出现显著性增大（P＜0.05），结合下蹲力的测试结果以及前期的一些研究，可见老年人的下肢肌肉力量与其步速和步幅呈正相关[23，29，30]，我们有理由相信依靠增加步幅（G2）或同时增加步频和步幅（G3）来提高行走速度的老年女性拥有较大的下肢肌肉力量和关节角度峰值。还有研究表明：增加步幅或同时增加步幅和步频来提高行走速度对人体下肢关节力矩提出更高的功能要求[28，31]。

三组老年女性随着步速的增加，其下肢三个关节角速度峰值都变大（表3和图3），但髋关节摆动末期（HT6）的角速度峰值与步速无明显关系，这与前期的研究结果较为相似[10]。有研究指出步行速度的变化对下肢关节角速度的影响比步频增加20%（速度固定在1.3 m/s）大得多[10，11]，笔者认为增加步幅来提高行走速度对下肢关节的角速度峰值影响更大，当G1组的老年女性步频增加27%左右（120.46步/min～153.29步/min），其下肢踝关节的摆动中期（AT5）、膝关节支撑中期（KT2）、摆动初期（KT4）和摆动末期（KT6）的角速度峰值出现显著性增大（P＜0.05）。而G2组老年女性步幅增加20%左右（1.23 m～1.48 m），其下肢踝关节支撑中期（AT2）、摆动中期（AT5）；膝关节承重反应期（KT1）、支撑中期（KT2）、摆动初期（KT4）、摆动末期（KT6）和髋关节支撑中期（HT2）、摆动初期（HT4）的角速度峰值均显著性增大（P＜0.05）。另外，不论老年女性以哪种增速策略来提高行走速度，三组人群的踝关节和髋关节角速度峰值均出现在摆动初期（T4）的踝关节跖屈和髋关节屈曲阶段，而膝关节角速度峰值则是在摆动末期（T6）的膝关节伸展阶段。

了解和掌握健康老年人群不同时相的下肢关节角度、角速度峰值以及步态周期内的变化轮廓，能为临床医生和康复治疗师在临床评估、肌肉力量诊断以及康复过程中提供一些帮助。比如，力量干预训练可以提高神经病学患者的肌肉力量，但并未真正提升其步行能力[32]。究其原因有很多，或许实际步行过程中下肢关节所需的肌肉功能未得到加强才是关键因素。毕竟与肌肉力量相比，关节功率（力矩×角速度）与临床表现更加密切[33]。有研究曾证明，牵张训练要比传统的力量训练更能改善中风患者的步行效果[34]。因此，本研究提供的不同增速策略老年女性下肢关节角度和角速度的变化规律，可为完善老年患者人群临床上的测试与评估方案，以及观察患者步行过程中下肢关节活动能力等方面提供参考依据。

本研究的局限性和未来展望：首先，本研究未对受试者的身高或腿长进行标准化处理，可能这些差异会影响其下肢关节角度和角速度的准确评估，影响临床医生或康复师对数据的理解和解释。其次，仅选择27名健康老年女性，样本量略显不足，同时还只测试自然行走和快速行走两种情况下的下肢关节角度和角速度。目前围绕老年人步行增速策略的相关研究甚少，今后针对老年人群步态的生物力学研究不能仅局限于速度，应该进一步考虑步幅和步频对其下肢关节运动的影响。最后，本研究仅对健康老年女性进行研究，其结果可能并不适合步态障碍患者人群，但有助于为不同下肢关节病理性老年女性患者个性化的步态训练提供参考依据。

4 结论

不论何种增速策略的健康老年女性，其步态周期内的下肢关节角度和角速度变化轮廓较为一致，一些重要时相的峰值大小与自身的下肢肌肉力量和步行策略有关。