脑卒中偏瘫患者步态动力学分析的研究进展

张 达，钱竞光

（南京体育学院，江苏 南京 210014）

偏瘫又称半身不遂，是脑卒中后常见的一种后遗症，主要表现为损伤侧大脑对侧肢体瘫痪即偏瘫。有数据显示，脑卒中患者中有70%～80%会出现偏瘫症状且存活的患者中约有70%的患者会留有认知、语言、内心活动以及运动功能障碍等不同程度的后遗症［1］，其中运动障碍最为常见［2］。患者偏瘫后会逐渐表现出，关节活动下降、肌力减弱、肌张力规律性异常等病症［3］。这些障碍会干扰到步行能力的发挥，使患者行走时表现为摆动期足下垂、内翻、髋外展外旋的划圈步态［4］。这是偏瘫患者一种典型的异常步态模式又称“偏瘫步态”。步行能力与人们的日常生活能力密切相关，因此恢复步行能力是偏瘫患者康复的首要目标。步态分析是研究步行规律科学、合理的检查方法，旨在通过生物力学手段，描述受试者步态特征并揭示造成这种步态特征的内部机理，从而指导患者的康复评估明确治疗方案，同时也有助于临床医生对疾病的认识［5］。近几年随着三维运动捕捉系统的兴起，借助三维运动捕捉系统学者们对偏瘫患者的步态做了大量的分析研究，为偏瘫患者的康复治疗和技术创新做出了巨大贡献。但这些研究多集中在患者步态运动学参数的解析上，而对患者步行过程中的动力学分析报道较少。动力学分析有助于我们对疾病成因的理解，从而有针对性地为患者提供更准确有效的治疗方法。因此本篇对国内外偏瘫患者步态动力学分析的相关研究进展情况进行综述。

1 偏瘫患者步态特征

正常的步行模式是在大脑神经系统的调控下身体各环节配合协调的、有节奏的双下肢交替运动的过程。偏瘫患者由于大脑神经损伤，导致运动系统失去高位中枢神经系统的调控，使原始的、被抑制的、受到调节的皮层下中枢运动反射释放，导致肢体肌群间协调紊乱，肌力下降、肌张力异常，进而产生了异常的步态模式。大量的研究表明偏瘫后患者的步速、步长、步频下降，步宽增加［6-8］。在时间特征上患侧单支撑时间缩短，双支撑时间延长。健侧支撑时间占比大幅增加［9］。步态不对称且能耗增加［10］。下肢各关节角度上，相较于正常人偏瘫患侧主要的异常表现在初始着地时的关节角度、最大关节角度以及关节活动范围上［8，11-12］都表现出较大差异。如患侧髋关节常表现为外展外旋，屈伸活动范围受限。膝关节过屈或过伸、关节僵硬，活动范围受限。踝关节背屈不足，足下垂内翻。此外患者躯干运动表现为水平侧方位移增大而垂直方向上的运动减小［13］骨盆则表现为水平面旋转角度增加，矢状面倾斜角度加大［14］。造成这些异常步行模式的影响因素是多方面的，如神经-肌肉控制障碍、平衡功能障碍、感觉功能障碍等［15］。

2 偏瘫后相关动力学参数分析及应用

2.1 地反力（GRF）特征研究

依据牛顿第三定律，当足与地面接触时，足给地面压力的同时地面也给足部一个反向支撑力，两个力大小相等方向相反。GRF又可细分为3个轴向分力分别为；垂直、前后、左右。研究中一般地垂直和前后两个方向分力常作为研究的主要指标。正常人在步态支撑阶段垂直GRF曲线表现为波峰-波谷-波峰形似不完全对称的“M”型，第一峰值与足下落前的速度呈正相关［16］，主要反映足与地面的冲击力。第二峰值与下肢踝跖屈肌群和承重能力相关反映足部蹬地作用。王静［17］研究表明正常青年人第一峰值GRF约为体重的1.05～1.08倍发生在整个步态阶段的14%左右，第二峰值GRF约为体重的1.13～1.16倍，出现在步态阶段的47%左右。而偏瘫患者相较于正常人主要差异表现在GRF双侧下肢的不对称性。Kim［18］研究表明患者健患侧第一峰值出现时间都出现延长，而健侧要早于患侧。第二峰值出现时间又快于正常人，由于承重能力弱患侧第二峰值会更早出现。不同恢复程度的偏瘫患者各步态参数指标有不同表现，Che［19］依据垂直GRF表现出的曲线模式将43例偏瘫患者分成了4组，研究表明相较于正常人，患者第一、第二峰值力与地面作用更小。有些患者GRF曲线只出现一次峰值，而有的患者GRF曲线两峰值都未出现，中间则直接表现为一条圆弧曲线呈倒“U”型，病程较轻的偏瘫组GRF接近正常人的GRF模式。GRF的表现是多种因素共同作用的结果，Anderson［20］报道指出垂直GRF主要由惯性力、离心力、重力以及肌肉力决定，其中肌肉力对垂直GRF贡献在50%～95%，是GRF重要的决定因素。而前后GRF曲线呈横向的“S”型也表现出双峰模式，又称为剪切力，主要反映脚与地面的摩擦作用，曲线上有正负之分。负号的力常表示摩擦阻力使腿缓冲减速，正号表示足与地面摩擦此时的摩擦力充当人体前进的动力。Bowden［21］研究表明前后GRF与垂直GRF特征一致，偏瘫越严重的患者两峰值力大小普遍较小且曲线表现出不对称的直线水平，并指出前后GRF是评价偏瘫患侧不同损伤程度对步行贡献较敏感的指标。此外GRF也可以为患者的康复治疗提供新的思路，Boehm［22］指出偏瘫患者一系列的异常特征可能是因为大脑神经受损，导致了运动控制缺陷使脚在与地面接触时产生了异常偏离重心的力阻碍了身体平衡。因此在康复治疗过程中可以纠正这些异常方向上的力，而不仅仅是针对我们观察到的异常特征模式。总之偏瘫患者相较于正常人表现出GRF的偏差可能是一种功能代偿的结果，如果治疗更关注于功能的恢复那么增强代偿性关节的功能可能是更好的治疗选择［23］。

2.2 关节力矩特征研究

人体行走是由肌肉收缩产生内力牵拉骨骼使关节产生运动。当运动的关节与外界相互作用时，便引起人体质心运动。这种由内力变化引起外力变化是人体步行前进的原因［24］。力矩描述的是力对物体作用时改变物体转动状态的物理量。人体运动是由肌肉牵拉骨骼使关节产生了转动，因此可以说肢体的运动是由关节力矩控制和决定的。刘宇［25］指出肌力矩可以提示哪些肌肉群（伸或屈肌）在运动过程中起主要作用，他们又是如何工作的。例如在某一时刻计算的膝关节力矩为伸膝力矩，说明此时膝关节伸肌起主要作用，肌力矩随时间变化的过程可以解释肌肉的作用。正常步行模式下在支撑早期下肢各关节伸肌起主要作用，用于调控各关节运动幅度和对抗外力矩以保持下肢运动的稳定和协调。受外力影响较大（惯性、重力）。在支撑末期和摆动前期，髋关节屈肌力矩强度达到最大以加速大腿同时加大大腿的惯性力矩，有利于离地后小腿的后摆。踝关节在这一阶段跖屈力矩达到最大为身体的推进提供支持。到摆动期，摆动腿的运动主要受肌肉力矩和惯性力矩的影响，且肌力矩的主要作用是平衡由运动产生的惯性力矩的作用。其中，惯性力矩主要由小腿的角加速度产生，两力矩相互协同以控制和完成下肢的目标动作。

肌力下降和运动控制障碍是导致偏瘫患者下肢肌力矩异常的重要原因［26］。常见的报道患者下肢各关节角度会出现不同程度的活动范围受限，如患者髋关节常表现为髋屈曲减小、伸展受限，膝过伸或过屈，踝跖屈、背屈受限等。对应患者下肢常表现出较小的伸髋、伸膝、跖屈和背屈力矩，提示导致这些异常特征的一个常见原因便是相应关节功能肌群或单个肌肉出现了异常（肌力下降或痉挛等）。Chen［27］研究发现足趾离地阶段偏瘫患者常表现出过度的膝关节伸肌力矩，这可能提示膝伸肌在这一阶段出现了过度活动。Woolley［28］报告指出正常人站立早期膝关节为负的屈膝力矩而后转向伸膝力矩，而偏瘫患者在整个步态阶段下肢表现出伸膝力矩，这提示该患者屈膝肌可能未激活或激活强度不足。尽管行走中力矩的变化通常意味着肌肉的变化，但并不总是如此。因为有时较小的力矩并不总是代表较小的肌肉活动，如偏瘫患者的步速一般都小于正常受试者，相应地在摆动期患者在摆腿阶段小腿的摆动速度较小，对应的力矩作用也可能减小，因为行走中力矩的主要作用之一就是抑制过快的关节伸展幅度。Hidler［29］研究指出急性偏瘫患者关节力矩减小可能与拮抗肌的过度激活有关，尽管主动肌肉输出的力值大小可能与正常对照组无差异，但拮抗肌的过度激活会导致肌力矩作用减弱从而导致肌力矩减小。目前文献中记录的肌肉力矩被定义为肌肉、韧带和肌腱等共同作用的结果，由于变量无法被唯一确定导致测试结果有时会和实际情况不符，同时肌力矩大小还受力臂的影响。因此在用力矩表征肌肉活动强度时，学者们习惯于将等长收缩形式的峰值关节力矩作为观察肌肉活动强弱的指标。尽管肌力矩表征肌肉活动强度的影响因素有很多，但它仍是用来评价肌肉活动强度的有效指标。

2.3 偏瘫患侧下肢肌肉力值研究

2.3.1 肌肉力值的获取方法

肌肉是人体运动系统最关键的一环，肌力的大小决定了肌骨系统中各运动学、动力学以及深层次力学行为，人体运动的动力学分析最终离不开肌肉力学的解释，因此肌力是研究人体运动行为的重要参数指标。基于人体结构的复杂性和医学伦理限制，现实中获取肌力实际数值极其困难。为此肌力值的测量方法备受关注，目前测量肌力的方法有两种：直接测量和间接测量。直接测量一般是借助测力器件直接获得肌力数值，如弹簧测力计、力学传感器等。虽然直接测量能较好地测出肌力数值大小，但肌肉测量的部位和数目有限，再或是测量方式对肌肉组织有创伤性不易推广。间接测量方法主要有EMG和建立人体肌骨模拟仿真模型测量肌力强度，但二者在肌肉参数的解释上有一定的区别。早期学者们使用EMG中的绝对均值（MAV）、均方根幅值（RMS）、积分幅值（iEMG）等肌电时域幅度大小来表征肌力的强弱［30-31］，尤其是sEMG的使用，它可以在不破坏人体组织的情况下利用传感器收集相应肌肉的生物肌电信号以获取这些参数指标。这极大地促进了人们对肌肉微观功能活动的认识。尽管许多研究已经证明肌电-肌力存在一定的联系，但二者建立联系的条件较为苛刻。肌电预测肌力的方法目前还受实验技术和测量仪器精度的限制［32］，肌电的研究结果缺乏保真性。因此学者们更倾向于数学-力学模型的研究。

2.3.2 与正常步行相关的主要肌肉及功能

参与人体步行活动的肌肉约有400多块，若对其一个个描述不仅工作量大而且也不现实，因此研究的重点被聚焦到对步行活动起主要作用的肌肉上，依据肌肉解剖功能一般的研究常以臀大肌、臀中肌、内收肌、髂腰肌、股四头肌（股内侧肌、股外侧肌、股直肌）、腘绳肌（半腱肌、股二头肌）、腓肠肌、比目鱼肌、胫前肌等作为主要研究对象，通过分析各环节主要肌肉在步态各阶段的作用可以了解人体正常步行模式下行走的机制。

正常步行模式肌肉的收缩时序是：足着地期胫前肌离心收缩控制足部，以防止足部过快下落拍打地面。在支撑期髋、膝关节伸肌激活支撑身体以稳定下肢。踝跖屈肌激活稳定小腿的同时还为小腿离地储备能量。摆动前期，腓肠肌激活停止，股直肌开始激活抑制膝过度屈曲同时使髋屈曲。至摆动早期髂腰肌激活以加速整个下肢的摆动，股二短头肌激活增大膝屈曲弧度，胫前肌再次激活使足逐渐恢复至中立位。到摆动末期，臀部伸肌再次激活抑制髋屈曲速度，膝腘绳肌激活抑制膝过快的伸展速度同时膝伸肌开始激活为足下落承重做准备。正常步行模式，在大脑神经系统的调控下，下肢肌肉被有规律地激活，保证了各关节的协调配合。这样做的好处就是，最大限度地利用重心惯性使身体有节奏地稳定前进，而肌肉并不需要做太多的功。得益于这种多关节的协调模式使得人步行时具有姿势稳定、步速适宜和耗能最小的特点。

2.3.3 下肢各环节异常肌力与偏瘫步态特征的联系

依据解剖，尽管我们很早就明确了在一个完整的步态周期中下肢各环节主要肌肉功能和作用，但人体行走是个极其复杂的过程。步行的活动不是简单地由某单个肌肉发力就能使身体前进和保持平衡的。这种复杂性可能源于肌肉除了可以产生和消耗能量外，还有一个经常被我们忽略的功能，就是它可以使我们下肢节段的能量重新分配并且双关节肌的额外影响使得肌肉对下肢节段运动的影响变得更为复杂［33］。Clark［34］报告指出在行走过程中，中风后瘫痪侧下肢肌肉之间显示协调的模块数量减少，模块数量与步态速度和步长不对称相关。这表明单块肌肉的活动模式对步态能力的影响可能有限，但下肢肌肉之间的肌肉力量和协作性的影响要大得多。因此当患者某一环节异常，会打破正常行走时协调配合的模式，并且会影响到其它参与步行活动中的每个环节。机体为再次建立步行模式，会利用已有功能去弥补缺失的功能，这时异常和代偿性的步态模式就产生了。

1）踝关节主要肌群肌力异常对步态的影响

踝关节主要肌群有胫前肌、腓肠肌和比目鱼肌。Nadeau［35］等探讨了踝关节跖屈肌挛缩和无力时两种情况下的步行特征。作者的研究不是测量存在此种缺陷的人群实际步态参数，而是借助OpenSim分别模拟了跖屈肌挛缩或无力两种状态的仿真模型。挛缩是通过增加跖屈肌肌腱参数来表示，肌无力是通过降低正常肌肉最大等长收缩力量的百分比来表示的。结果发现：严重跖屈肌无力导致模型采用较慢的“脚跟行走”方式前进，而严重挛缩的模型采用蹲伏式的“前脚掌着地”的模式行进。

大量研究已经证实踝关节无论是背屈肌还是跖屈肌无力都会显著地影响下肢步行特征［36-38］。因为任何一方的损害都会造成跖屈与背屈转化困难，导致离地时间延长，动作速率变慢。分析的具体原因有：当背屈肌无力时，患者足下垂并以前脚掌的方式着地，这种着地模式会阻碍腿部的进一步前进。摆动前期脚趾离地时会因为背屈肌无力踝关节无法向心收缩导致腿部双支撑时间延长，并且会拖累肢体使速度降低。同样当跖屈肌无力时腿部蹬离作用不足导致身体前进的动量不足，因此也会使速度减慢。此外比目鱼肌作为小腿单关节肌对胫骨的稳定至关重要，DC Kerrigan［39］研究发现当比目鱼肌无力时胫骨无法被稳定会造成屈膝模式。在站立阶段比目鱼肌还有着将下肢远端能量重新分配向上部传递的作用［40］。Mentiplay［41］总结下肢肌肉力量与中风后步行速度的相关性分析发现，更多的研究结果表明踝关节背屈肌力量与步行速度呈良好的相关性，而下肢其它主要肌群与步行速度相关性较差。Ng［42］招募了62名痉挛型偏瘫患者，首先测试了受试对象的峰值扭矩，然后让所有受试者在4.6m的步速垫上行走直到患者感到行走困难步行活动终止，以探讨患侧背屈肌对步行耐力的贡献情况。结果表明，背屈肌与步行时的耐受力有较强正相关性。因此背屈肌力量应该是偏瘫患者康复训练重点关注目标之一。尽管这些研究存在一定的局限性（样本量较小，测量的肌群较单一，测量的方法存在一定的主观性等）但这些结果有助于指导临床医生和研究人员的评估和治疗计划。

2）膝关节主要肌群肌力异常对步态的影响

正常模式下膝关节周围肌肉表现为，在支撑相膝关节伸肌为下肢提供了稳定支持，在摆动相屈肌和伸肌协调配合以支持下肢的前移并保持了膝关节的灵活性。因此正常步行模式中膝关节活动度和稳定性是步行活动的关键要素。在支撑相，膝关节是下肢稳定性的基本决定因素。在摆动相，膝关节灵活性是下肢能够自由前进的主要因素［20，43-44］。有研究已经证实膝关节周围肌肉对行走时推进身体的贡献不重要，它更多的是支撑和保持身体的稳定从而使下肢保持协调运动［45-46］。偏瘫常表现为膝过伸模式，股四头肌的无力可能是主要原因之一。因为当股四头肌无法支撑屈曲的膝关节时，膝过伸的模式不仅降低身体对股肌的需求还有利于膝关节的稳定。膝关节作为人体活动幅度最大的关节，屈伸幅度受限将会明显影响足部廓清同样的当髋或踝关节活动受限膝关节的代偿可能是最有效的。在摆动期患侧膝关节相较正常人最大峰值降低也是常见特征，Anderson［47］通过仿真模型分别探讨了正常人在脚趾离地前阶段，膝关节屈曲速度、膝关节屈肌、重力以及惯性力对膝屈曲峰值角度的贡献。结果发现，脚趾离地前的初始屈曲速度对膝关节峰值角度贡献最大，而膝屈肌贡献次之并指出单关节肌比双关节肌的贡献多一个数量级，其它因素无明显贡献。Fujita［48］研究表明股二短头肌对膝屈曲幅度有较大贡献。膝关节峰值角度的减小进一步导致了患者步长减小、步速降低。由于膝关节位于髋和踝关节中间，因此髋和踝关节周围肌肉对膝关节的影响也不可忽略。De Quervain［49］招募了18例膝过度屈曲的偏瘫患者，研究指出任何股四头肌功能都是对股四头肌被动膝关节屈曲伸展的痉挛反应，不会改变膝关节的运动模式。髋关节屈肌力量不足是造成膝过度屈曲的重要原因之一。Mulroy［46］以步速、站立时膝关节角度以及踝的背屈姿势为指标将42名偏瘫患者分成了5组，研究发现膝关节的步行姿势取决于髋、膝伸肌的力量。当膝关节伸肌力量强于髋关节伸肌力量时患侧常表现为屈膝模式。这提示恢复膝关节正常活动的前提是髋和踝关节周围肌肉同时恢复。

3）髋关节主要肌群肌力异常对步态的影响

髋关节周围主要肌肉有；臀大肌、臀中肌、臀小肌以及髂腰肌和内收肌。步行活动中臀部伸肌是支撑身体重要肌群。通过仿真模拟发现臀大、中、小肌是垂直站立支撑的主要贡献肌群，并且还发现这些对身体垂直方向支撑有重要贡献的肌肉也有助于前进方向的加速，而患者身体重心转移不充分，控制能力差，支撑期伸髋困难可能是臀大肌无力造成的［50，44］。此外，臀中、小肌还是髋关节主要的外展肌，对躯干的稳定和身体的平衡有重要作用。从能量的角度看，人体上半身占整个身体的大部分质量储存了很大的重力势能，当外展肌肌力和控制能力减弱时跌倒风险便会显著增加［51］。髋关节屈曲主要由髂腰肌承担，摆动期在内收肌、股直肌、缝匠肌等肌肉的协助下带动股骨使下肢加速向前摆动并完成髋部的屈曲。偏瘫后患侧髋屈曲功能受限可能与髋屈肌无力有关［52］。而内收肌除了可以使大腿内收外还可以与外展肌协调配合以调控脚下落的位置［53］。

3 偏瘫后的下肢肌肉代偿策略

Thompson［54］等借助OpenSim驱动模拟了7例健康受试者的正常步态，并应用模拟环境创造了当股四头肌“萎缩”和“兴奋降低”时，个体肌肉是如何进行补偿的。肌肉的虚弱是依据前人文献测量记录的数据，通过在模型中设置该肌肉最大力值的百分比来实现的。结果发现，股四头肌在行走站立过程中起重要作用。当股四头肌损失1N时需要4N的臀大肌进行补偿，然而这种补偿是有限的，肌肉的补偿似乎存在一个补偿阈值，超过该阈值，个体将选择适应改变的步态模式，而不是增加肌肉力量来维持正常步态。

Roche［55］招募了60例偏瘫患者，借助三维步态分析测量踝关节背屈和髋关节屈曲角度，并结合肌肉评估量表判断髋屈肌力量与踝背屈肌力量等级，以探讨髋屈肌力量与踝背屈肌力量的关系。研究发现，偏瘫患侧髋屈肌和背屈肌之间存在代偿策略。当踝背屈活动受限或减弱时，患者会通过增加髋关节和膝关节屈曲作为补偿使脚趾尽可能离开地面并提高自己步行速度，因此加强髋关节周围肌肉不仅可以提高步行能力还可以改善踝关节功能。同样当髋屈肌无力时踝背屈肌也会代偿性增强，其目的都是为了使足廓清以保证身体能够前进。

4 小结

偏瘫患者由于大脑损伤部位、患病时间、康复训练方法以及患者身体状况不同，整体的功能表现并不是千篇一律的。在研究中我们偏向于将偏瘫患者进行某种标准的归类研究，限制的指标越具体、越全面，获得的信息越有实用价值。其次，了解肌肉有关的结构和功能活动可以帮助运动障碍患者的诊断和治疗。随着计算机技术的发展和生物力学理论的完善，建立真实的人体肌骨仿真模型成为了可能。相较于传统的肌肉活动研究方法，虚拟技术具有：1）可以获取实际测量中难以获取的信息，如组织内部应力、应变等。2）可以模拟极端环境下组织的力学响应，如对人体组织系统进行损伤和破坏模拟。3）可以就特定问题进行参数化分析，具有效率高、成本低等优势，它是解决生物内部复杂动力学问题的重要工具。