腦卒中偏癱患者步態(tài)動(dòng)力學(xué)分析的研究進(jìn)展

張 達(dá)，錢競光

（南京體育學(xué)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(xiàn)為損傷側(cè)大腦對側(cè)肢體癱瘓即偏癱。有數(shù)據(jù)顯示，腦卒中患者中有70%～80%會(huì)出現(xiàn)偏癱癥狀且存活的患者中約有70%的患者會(huì)留有認(rèn)知、語言、內(nèi)心活動(dòng)以及運(yùn)動(dòng)功能障礙等不同程度的后遺癥［1］，其中運(yùn)動(dòng)障礙最為常見［2］?；颊咂c后會(huì)逐漸表現(xiàn)出，關(guān)節(jié)活動(dòng)下降、肌力減弱、肌張力規(guī)律性異常等病癥［3］。這些障礙會(huì)干擾到步行能力的發(fā)揮，使患者行走時(shí)表現(xiàn)為擺動(dòng)期足下垂、內(nèi)翻、髖外展外旋的劃圈步態(tài)［4］。這是偏癱患者一種典型的異常步態(tài)模式又稱“偏癱步態(tài)”。步行能力與人們的日常生活能力密切相關(guān)，因此恢復(fù)步行能力是偏癱患者康復(fù)的首要目標(biāo)。步態(tài)分析是研究步行規(guī)律科學(xué)、合理的檢查方法，旨在通過生物力學(xué)手段，描述受試者步態(tài)特征并揭示造成這種步態(tài)特征的內(nèi)部機(jī)理，從而指導(dǎo)患者的康復(fù)評(píng)估明確治療方案，同時(shí)也有助于臨床醫(yī)生對疾病的認(rèn)識(shí)［5］。近幾年隨著三維運(yùn)動(dòng)捕捉系統(tǒng)的興起，借助三維運(yùn)動(dòng)捕捉系統(tǒng)學(xué)者們對偏癱患者的步態(tài)做了大量的分析研究，為偏癱患者的康復(fù)治療和技術(shù)創(chuàng)新做出了巨大貢獻(xiàn)。但這些研究多集中在患者步態(tài)運(yùn)動(dòng)學(xué)參數(shù)的解析上，而對患者步行過程中的動(dòng)力學(xué)分析報(bào)道較少。動(dòng)力學(xué)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(zhǔn)確有效的治療方法。因此本篇對國內(nèi)外偏癱患者步態(tài)動(dòng)力學(xué)分析的相關(guān)研究進(jìn)展情況進(jìn)行綜述。

1 偏癱患者步態(tài)特征

正常的步行模式是在大腦神經(jīng)系統(tǒng)的調(diào)控下身體各環(huán)節(jié)配合協(xié)調(diào)的、有節(jié)奏的雙下肢交替運(yùn)動(dòng)的過程。偏癱患者由于大腦神經(jīng)損傷，導(dǎo)致運(yùn)動(dòng)系統(tǒng)失去高位中樞神經(jīng)系統(tǒng)的調(diào)控，使原始的、被抑制的、受到調(diào)節(jié)的皮層下中樞運(yùn)動(dòng)反射釋放，導(dǎo)致肢體肌群間協(xié)調(diào)紊亂，肌力下降、肌張力異常，進(jìn)而產(chǎn)生了異常的步態(tài)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(shí)間特征上患側(cè)單支撐時(shí)間縮短，雙支撐時(shí)間延長。健側(cè)支撐時(shí)間占比大幅增加［9］。步態(tài)不對稱且能耗增加［10］。下肢各關(guān)節(jié)角度上，相較于正常人偏癱患側(cè)主要的異常表現(xiàn)在初始著地時(shí)的關(guān)節(jié)角度、最大關(guān)節(jié)角度以及關(guān)節(jié)活動(dòng)范圍上［8，11-12］都表現(xiàn)出較大差異。如患側(cè)髖關(guān)節(jié)常表現(xiàn)為外展外旋，屈伸活動(dòng)范圍受限。膝關(guān)節(jié)過屈或過伸、關(guān)節(jié)僵硬，活動(dòng)范圍受限。踝關(guān)節(jié)背屈不足，足下垂內(nèi)翻。此外患者軀干運(yùn)動(dòng)表現(xiàn)為水平側(cè)方位移增大而垂直方向上的運(yùn)動(dòng)減?。?3］骨盆則表現(xiàn)為水平面旋轉(zhuǎn)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(jīng)-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(guān)動(dòng)力學(xué)參數(shù)分析及應(yīng)用

2.1 地反力（GRF）特征研究

依據(jù)牛頓第三定律，當(dāng)足與地面接觸時(shí)，足給地面壓力的同時(shí)地面也給足部一個(gè)反向支撐力，兩個(gè)力大小相等方向相反。GRF又可細(xì)分為3個(gè)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(gè)方向分力常作為研究的主要指標(biāo)。正常人在步態(tài)支撐階段垂直GRF曲線表現(xiàn)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(guān)［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(guān)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(fā)生在整個(gè)步態(tài)階段的14%左右，第二峰值GRF約為體重的1.13～1.16倍，出現(xiàn)在步態(tài)階段的47%左右。而偏癱患者相較于正常人主要差異表現(xiàn)在GRF雙側(cè)下肢的不對稱性。Kim［18］研究表明患者健患側(cè)第一峰值出現(xiàn)時(shí)間都出現(xiàn)延長，而健側(cè)要早于患側(cè)。第二峰值出現(xiàn)時(shí)間又快于正常人，由于承重能力弱患側(cè)第二峰值會(huì)更早出現(xiàn)。不同恢復(fù)程度的偏癱患者各步態(tài)參數(shù)指標(biāo)有不同表現(xiàn)，Che［19］依據(jù)垂直GRF表現(xiàn)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(xiàn)一次峰值，而有的患者GRF曲線兩峰值都未出現(xiàn)，中間則直接表現(xiàn)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(xiàn)是多種因素共同作用的結(jié)果，Anderson［20］報(bào)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(xiàn)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(xiàn)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(fù)之分。負(fù)號(hào)的力常表示摩擦阻力使腿緩沖減速，正號(hào)表示足與地面摩擦此時(shí)的摩擦力充當(dāng)人體前進(jìn)的動(dòng)力。Bowden［21］研究表明前后GRF與垂直GRF特征一致，偏癱越嚴(yán)重的患者兩峰值力大小普遍較小且曲線表現(xiàn)出不對稱的直線水平，并指出前后GRF是評(píng)價(jià)偏癱患側(cè)不同損傷程度對步行貢獻(xiàn)較敏感的指標(biāo)。此外GRF也可以為患者的康復(fù)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?yàn)榇竽X神經(jīng)受損，導(dǎo)致了運(yùn)動(dòng)控制缺陷使腳在與地面接觸時(shí)產(chǎn)生了異常偏離重心的力阻礙了身體平衡。因此在康復(fù)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(xiàn)出GRF的偏差可能是一種功能代償?shù)慕Y(jié)果，如果治療更關(guān)注于功能的恢復(fù)那么增強(qiáng)代償性關(guān)節(jié)的功能可能是更好的治療選擇［23］。

2.2 關(guān)節(jié)力矩特征研究

人體行走是由肌肉收縮產(chǎn)生內(nèi)力牽拉骨骼使關(guān)節(jié)產(chǎn)生運(yùn)動(dòng)。當(dāng)運(yùn)動(dòng)的關(guān)節(jié)與外界相互作用時(shí)，便引起人體質(zhì)心運(yùn)動(dòng)。這種由內(nèi)力變化引起外力變化是人體步行前進(jìn)的原因［24］。力矩描述的是力對物體作用時(shí)改變物體轉(zhuǎn)動(dòng)狀態(tài)的物理量。人體運(yùn)動(dòng)是由肌肉牽拉骨骼使關(guān)節(jié)產(chǎn)生了轉(zhuǎn)動(dòng)，因此可以說肢體的運(yùn)動(dòng)是由關(guān)節(jié)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?。┰谶\(yùn)動(dòng)過程中起主要作用，他們又是如何工作的。例如在某一時(shí)刻計(jì)算的膝關(guān)節(jié)力矩為伸膝力矩，說明此時(shí)膝關(guān)節(jié)伸肌起主要作用，肌力矩隨時(shí)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(guān)節(jié)伸肌起主要作用，用于調(diào)控各關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)幅度和對抗外力矩以保持下肢運(yùn)動(dòng)的穩(wěn)定和協(xié)調(diào)。受外力影響較大（慣性、重力）。在支撐末期和擺動(dòng)前期，髖關(guān)節(jié)屈肌力矩強(qiáng)度達(dá)到最大以加速大腿同時(shí)加大大腿的慣性力矩，有利于離地后小腿的后擺。踝關(guān)節(jié)在這一階段跖屈力矩達(dá)到最大為身體的推進(jìn)提供支持。到擺動(dòng)期，擺動(dòng)腿的運(yùn)動(dòng)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(yùn)動(dòng)產(chǎn)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(chǎn)生，兩力矩相互協(xié)同以控制和完成下肢的目標(biāo)動(dòng)作。

肌力下降和運(yùn)動(dòng)控制障礙是導(dǎo)致偏癱患者下肢肌力矩異常的重要原因［26］。常見的報(bào)道患者下肢各關(guān)節(jié)角度會(huì)出現(xiàn)不同程度的活動(dòng)范圍受限，如患者髖關(guān)節(jié)常表現(xiàn)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(yīng)患者下肢常表現(xiàn)出較小的伸髖、伸膝、跖屈和背屈力矩，提示導(dǎo)致這些異常特征的一個(gè)常見原因便是相應(yīng)關(guān)節(jié)功能肌群或單個(gè)肌肉出現(xiàn)了異常（肌力下降或痙攣等）。Chen［27］研究發(fā)現(xiàn)足趾離地階段偏癱患者常表現(xiàn)出過度的膝關(guān)節(jié)伸肌力矩，這可能提示膝伸肌在這一階段出現(xiàn)了過度活動(dòng)。Woolley［28］報(bào)告指出正常人站立早期膝關(guān)節(jié)為負(fù)的屈膝力矩而后轉(zhuǎn)向伸膝力矩，而偏癱患者在整個(gè)步態(tài)階段下肢表現(xiàn)出伸膝力矩，這提示該患者屈膝肌可能未激活或激活強(qiáng)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?yàn)橛袝r(shí)較小的力矩并不總是代表較小的肌肉活動(dòng)，如偏癱患者的步速一般都小于正常受試者，相應(yīng)地在擺動(dòng)期患者在擺腿階段小腿的擺動(dòng)速度較小，對應(yīng)的力矩作用也可能減小，因?yàn)樾凶咧辛氐闹饕饔弥痪褪且种七^快的關(guān)節(jié)伸展幅度。Hidler［29］研究指出急性偏癱患者關(guān)節(jié)力矩減小可能與拮抗肌的過度激活有關(guān)，盡管主動(dòng)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(huì)導(dǎo)致肌力矩作用減弱從而導(dǎo)致肌力矩減小。目前文獻(xiàn)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(jié)果，由于變量無法被唯一確定導(dǎo)致測試結(jié)果有時(shí)會(huì)和實(shí)際情況不符，同時(shí)肌力矩大小還受力臂的影響。因此在用力矩表征肌肉活動(dòng)強(qiáng)度時(shí)，學(xué)者們習(xí)慣于將等長收縮形式的峰值關(guān)節(jié)力矩作為觀察肌肉活動(dòng)強(qiáng)弱的指標(biāo)。盡管肌力矩表征肌肉活動(dòng)強(qiáng)度的影響因素有很多，但它仍是用來評(píng)價(jià)肌肉活動(dòng)強(qiáng)度的有效指標(biāo)。

2.3 偏癱患側(cè)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(yùn)動(dòng)系統(tǒng)最關(guān)鍵的一環(huán)，肌力的大小決定了肌骨系統(tǒng)中各運(yùn)動(dòng)學(xué)、動(dòng)力學(xué)以及深層次力學(xué)行為，人體運(yùn)動(dòng)的動(dòng)力學(xué)分析最終離不開肌肉力學(xué)的解釋，因此肌力是研究人體運(yùn)動(dòng)行為的重要參數(shù)指標(biāo)?；谌梭w結(jié)構(gòu)的復(fù)雜性和醫(yī)學(xué)倫理限制，現(xiàn)實(shí)中獲取肌力實(shí)際數(shù)值極其困難。為此肌力值的測量方法備受關(guān)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(shù)值，如彈簧測力計(jì)、力學(xué)傳感器等。雖然直接測量能較好地測出肌力數(shù)值大小，但肌肉測量的部位和數(shù)目有限，再或是測量方式對肌肉組織有創(chuàng)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(qiáng)度，但二者在肌肉參數(shù)的解釋上有一定的區(qū)別。早期學(xué)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(shí)域幅度大小來表征肌力的強(qiáng)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(yīng)肌肉的生物肌電信號(hào)以獲取這些參數(shù)指標(biāo)。這極大地促進(jìn)了人們對肌肉微觀功能活動(dòng)的認(rèn)識(shí)。盡管許多研究已經(jīng)證明肌電-肌力存在一定的聯(lián)系，但二者建立聯(lián)系的條件較為苛刻。肌電預(yù)測肌力的方法目前還受實(shí)驗(yàn)技術(shù)和測量儀器精度的限制［32］，肌電的研究結(jié)果缺乏保真性。因此學(xué)者們更傾向于數(shù)學(xué)-力學(xué)模型的研究。

2.3.2 與正常步行相關(guān)的主要肌肉及功能

參與人體步行活動(dòng)的肌肉約有400多塊，若對其一個(gè)個(gè)描述不僅工作量大而且也不現(xiàn)實(shí)，因此研究的重點(diǎn)被聚焦到對步行活動(dòng)起主要作用的肌肉上，依據(jù)肌肉解剖功能一般的研究常以臀大肌、臀中肌、內(nèi)收肌、髂腰肌、股四頭?。ü蓛?nèi)側(cè)肌、股外側(cè)肌、股直肌）、腘繩?。ò腚旒?、股二頭?。?、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(huán)節(jié)主要肌肉在步態(tài)各階段的作用可以了解人體正常步行模式下行走的機(jī)制。

正常步行模式肌肉的收縮時(shí)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(guān)節(jié)伸肌激活支撐身體以穩(wěn)定下肢。踝跖屈肌激活穩(wěn)定小腿的同時(shí)還為小腿離地儲(chǔ)備能量。擺動(dòng)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(shí)使髖屈曲。至擺動(dòng)早期髂腰肌激活以加速整個(gè)下肢的擺動(dòng)，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(fù)至中立位。到擺動(dòng)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(shí)膝伸肌開始激活為足下落承重做準(zhǔn)備。正常步行模式，在大腦神經(jīng)系統(tǒng)的調(diào)控下，下肢肌肉被有規(guī)律地激活，保證了各關(guān)節(jié)的協(xié)調(diào)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(jié)奏地穩(wěn)定前進(jìn)，而肌肉并不需要做太多的功。得益于這種多關(guān)節(jié)的協(xié)調(diào)模式使得人步行時(shí)具有姿勢穩(wěn)定、步速適宜和耗能最小的特點(diǎn)。

2.3.3 下肢各環(huán)節(jié)異常肌力與偏癱步態(tài)特征的聯(lián)系

依據(jù)解剖，盡管我們很早就明確了在一個(gè)完整的步態(tài)周期中下肢各環(huán)節(jié)主要肌肉功能和作用，但人體行走是個(gè)極其復(fù)雜的過程。步行的活動(dòng)不是簡單地由某單個(gè)肌肉發(fā)力就能使身體前進(jìn)和保持平衡的。這種復(fù)雜性可能源于肌肉除了可以產(chǎn)生和消耗能量外，還有一個(gè)經(jīng)常被我們忽略的功能，就是它可以使我們下肢節(jié)段的能量重新分配并且雙關(guān)節(jié)肌的額外影響使得肌肉對下肢節(jié)段運(yùn)動(dòng)的影響變得更為復(fù)雜［33］。Clark［34］報(bào)告指出在行走過程中，中風(fēng)后癱瘓側(cè)下肢肌肉之間顯示協(xié)調(diào)的模塊數(shù)量減少，模塊數(shù)量與步態(tài)速度和步長不對稱相關(guān)。這表明單塊肌肉的活動(dòng)模式對步態(tài)能力的影響可能有限，但下肢肌肉之間的肌肉力量和協(xié)作性的影響要大得多。因此當(dāng)患者某一環(huán)節(jié)異常，會(huì)打破正常行走時(shí)協(xié)調(diào)配合的模式，并且會(huì)影響到其它參與步行活動(dòng)中的每個(gè)環(huán)節(jié)。機(jī)體為再次建立步行模式，會(huì)利用已有功能去彌補(bǔ)缺失的功能，這時(shí)異常和代償性的步態(tài)模式就產(chǎn)生了。

1）踝關(guān)節(jié)主要肌群肌力異常對步態(tài)的影響

踝關(guān)節(jié)主要肌群有脛前肌、腓腸肌和比目魚肌。Nadeau［35］等探討了踝關(guān)節(jié)跖屈肌攣縮和無力時(shí)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(shí)際步態(tài)參數(shù)，而是借助OpenSim分別模擬了跖屈肌攣縮或無力兩種狀態(tài)的仿真模型。攣縮是通過增加跖屈肌肌腱參數(shù)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(jié)果發(fā)現(xiàn)：嚴(yán)重跖屈肌無力導(dǎo)致模型采用較慢的“腳跟行走”方式前進(jìn)，而嚴(yán)重?cái)伩s的模型采用蹲伏式的“前腳掌著地”的模式行進(jìn)。

大量研究已經(jīng)證實(shí)踝關(guān)節(jié)無論是背屈肌還是跖屈肌無力都會(huì)顯著地影響下肢步行特征［36-38］。因?yàn)槿魏我环降膿p害都會(huì)造成跖屈與背屈轉(zhuǎn)化困難，導(dǎo)致離地時(shí)間延長，動(dòng)作速率變慢。分析的具體原因有：當(dāng)背屈肌無力時(shí)，患者足下垂并以前腳掌的方式著地，這種著地模式會(huì)阻礙腿部的進(jìn)一步前進(jìn)。擺動(dòng)前期腳趾離地時(shí)會(huì)因?yàn)楸城o力踝關(guān)節(jié)無法向心收縮導(dǎo)致腿部雙支撐時(shí)間延長，并且會(huì)拖累肢體使速度降低。同樣當(dāng)跖屈肌無力時(shí)腿部蹬離作用不足導(dǎo)致身體前進(jìn)的動(dòng)量不足，因此也會(huì)使速度減慢。此外比目魚肌作為小腿單關(guān)節(jié)肌對脛骨的穩(wěn)定至關(guān)重要，DC Kerrigan［39］研究發(fā)現(xiàn)當(dāng)比目魚肌無力時(shí)脛骨無法被穩(wěn)定會(huì)造成屈膝模式。在站立階段比目魚肌還有著將下肢遠(yuǎn)端能量重新分配向上部傳遞的作用［40］。Mentiplay［41］總結(jié)下肢肌肉力量與中風(fēng)后步行速度的相關(guān)性分析發(fā)現(xiàn)，更多的研究結(jié)果表明踝關(guān)節(jié)背屈肌力量與步行速度呈良好的相關(guān)性，而下肢其它主要肌群與步行速度相關(guān)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(dòng)終止，以探討患側(cè)背屈肌對步行耐力的貢獻(xiàn)情況。結(jié)果表明，背屈肌與步行時(shí)的耐受力有較強(qiáng)正相關(guān)性。因此背屈肌力量應(yīng)該是偏癱患者康復(fù)訓(xùn)練重點(diǎn)關(guān)注目標(biāo)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(jié)果有助于指導(dǎo)臨床醫(yī)生和研究人員的評(píng)估和治療計(jì)劃。

2）膝關(guān)節(jié)主要肌群肌力異常對步態(tài)的影響

正常模式下膝關(guān)節(jié)周圍肌肉表現(xiàn)為，在支撐相膝關(guān)節(jié)伸肌為下肢提供了穩(wěn)定支持，在擺動(dòng)相屈肌和伸肌協(xié)調(diào)配合以支持下肢的前移并保持了膝關(guān)節(jié)的靈活性。因此正常步行模式中膝關(guān)節(jié)活動(dòng)度和穩(wěn)定性是步行活動(dòng)的關(guān)鍵要素。在支撐相，膝關(guān)節(jié)是下肢穩(wěn)定性的基本決定因素。在擺動(dòng)相，膝關(guān)節(jié)靈活性是下肢能夠自由前進(jìn)的主要因素［20，43-44］。有研究已經(jīng)證實(shí)膝關(guān)節(jié)周圍肌肉對行走時(shí)推進(jìn)身體的貢獻(xiàn)不重要，它更多的是支撐和保持身體的穩(wěn)定從而使下肢保持協(xié)調(diào)運(yùn)動(dòng)［45-46］。偏癱常表現(xiàn)為膝過伸模式，股四頭肌的無力可能是主要原因之一。因?yàn)楫?dāng)股四頭肌無法支撐屈曲的膝關(guān)節(jié)時(shí)，膝過伸的模式不僅降低身體對股肌的需求還有利于膝關(guān)節(jié)的穩(wěn)定。膝關(guān)節(jié)作為人體活動(dòng)幅度最大的關(guān)節(jié)，屈伸幅度受限將會(huì)明顯影響足部廓清同樣的當(dāng)髖或踝關(guān)節(jié)活動(dòng)受限膝關(guān)節(jié)的代償可能是最有效的。在擺動(dòng)期患側(cè)膝關(guān)節(jié)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(guān)節(jié)屈曲速度、膝關(guān)節(jié)屈肌、重力以及慣性力對膝屈曲峰值角度的貢獻(xiàn)。結(jié)果發(fā)現(xiàn)，腳趾離地前的初始屈曲速度對膝關(guān)節(jié)峰值角度貢獻(xiàn)最大，而膝屈肌貢獻(xiàn)次之并指出單關(guān)節(jié)肌比雙關(guān)節(jié)肌的貢獻(xiàn)多一個(gè)數(shù)量級(jí)，其它因素?zé)o明顯貢獻(xiàn)。Fujita［48］研究表明股二短頭肌對膝屈曲幅度有較大貢獻(xiàn)。膝關(guān)節(jié)峰值角度的減小進(jìn)一步導(dǎo)致了患者步長減小、步速降低。由于膝關(guān)節(jié)位于髖和踝關(guān)節(jié)中間，因此髖和踝關(guān)節(jié)周圍肌肉對膝關(guān)節(jié)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(dòng)膝關(guān)節(jié)屈曲伸展的痙攣反應(yīng)，不會(huì)改變膝關(guān)節(jié)的運(yùn)動(dòng)模式。髖關(guān)節(jié)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(shí)膝關(guān)節(jié)角度以及踝的背屈姿勢為指標(biāo)將42名偏癱患者分成了5組，研究發(fā)現(xiàn)膝關(guān)節(jié)的步行姿勢取決于髖、膝伸肌的力量。當(dāng)膝關(guān)節(jié)伸肌力量強(qiáng)于髖關(guān)節(jié)伸肌力量時(shí)患側(cè)常表現(xiàn)為屈膝模式。這提示恢復(fù)膝關(guān)節(jié)正常活動(dòng)的前提是髖和踝關(guān)節(jié)周圍肌肉同時(shí)恢復(fù)。

3）髖關(guān)節(jié)主要肌群肌力異常對步態(tài)的影響

髖關(guān)節(jié)周圍主要肌肉有；臀大肌、臀中肌、臀小肌以及髂腰肌和內(nèi)收肌。步行活動(dòng)中臀部伸肌是支撐身體重要肌群。通過仿真模擬發(fā)現(xiàn)臀大、中、小肌是垂直站立支撐的主要貢獻(xiàn)肌群，并且還發(fā)現(xiàn)這些對身體垂直方向支撐有重要貢獻(xiàn)的肌肉也有助于前進(jìn)方向的加速，而患者身體重心轉(zhuǎn)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(guān)節(jié)主要的外展肌，對軀干的穩(wěn)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(gè)身體的大部分質(zhì)量儲(chǔ)存了很大的重力勢能，當(dāng)外展肌肌力和控制能力減弱時(shí)跌倒風(fēng)險(xiǎn)便會(huì)顯著增加［51］。髖關(guān)節(jié)屈曲主要由髂腰肌承擔(dān)，擺動(dòng)期在內(nèi)收肌、股直肌、縫匠肌等肌肉的協(xié)助下帶動(dòng)股骨使下肢加速向前擺動(dòng)并完成髖部的屈曲。偏癱后患側(cè)髖屈曲功能受限可能與髖屈肌無力有關(guān)［52］。而內(nèi)收肌除了可以使大腿內(nèi)收外還可以與外展肌協(xié)調(diào)配合以調(diào)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(qū)動(dòng)模擬了7例健康受試者的正常步態(tài)，并應(yīng)用模擬環(huán)境創(chuàng)造了當(dāng)股四頭肌“萎縮”和“興奮降低”時(shí)，個(gè)體肌肉是如何進(jìn)行補(bǔ)償?shù)?。肌肉的虛弱是依?jù)前人文獻(xiàn)測量記錄的數(shù)據(jù)，通過在模型中設(shè)置該肌肉最大力值的百分比來實(shí)現(xiàn)的。結(jié)果發(fā)現(xiàn)，股四頭肌在行走站立過程中起重要作用。當(dāng)股四頭肌損失1N時(shí)需要4N的臀大肌進(jìn)行補(bǔ)償，然而這種補(bǔ)償是有限的，肌肉的補(bǔ)償似乎存在一個(gè)補(bǔ)償閾值，超過該閾值，個(gè)體將選擇適應(yīng)改變的步態(tài)模式，而不是增加肌肉力量來維持正常步態(tài)。

Roche［55］招募了60例偏癱患者，借助三維步態(tài)分析測量踝關(guān)節(jié)背屈和髖關(guān)節(jié)屈曲角度，并結(jié)合肌肉評(píng)估量表判斷髖屈肌力量與踝背屈肌力量等級(jí)，以探討髖屈肌力量與踝背屈肌力量的關(guān)系。研究發(fā)現(xiàn)，偏癱患側(cè)髖屈肌和背屈肌之間存在代償策略。當(dāng)踝背屈活動(dòng)受限或減弱時(shí)，患者會(huì)通過增加髖關(guān)節(jié)和膝關(guān)節(jié)屈曲作為補(bǔ)償使腳趾盡可能離開地面并提高自己步行速度，因此加強(qiáng)髖關(guān)節(jié)周圍肌肉不僅可以提高步行能力還可以改善踝關(guān)節(jié)功能。同樣當(dāng)髖屈肌無力時(shí)踝背屈肌也會(huì)代償性增強(qiáng)，其目的都是為了使足廓清以保證身體能夠前進(jìn)。

4 小結(jié)

偏癱患者由于大腦損傷部位、患病時(shí)間、康復(fù)訓(xùn)練方法以及患者身體狀況不同，整體的功能表現(xiàn)并不是千篇一律的。在研究中我們偏向于將偏癱患者進(jìn)行某種標(biāo)準(zhǔn)的歸類研究，限制的指標(biāo)越具體、越全面，獲得的信息越有實(shí)用價(jià)值。其次，了解肌肉有關(guān)的結(jié)構(gòu)和功能活動(dòng)可以幫助運(yùn)動(dòng)障礙患者的診斷和治療。隨著計(jì)算機(jī)技術(shù)的發(fā)展和生物力學(xué)理論的完善，建立真實(shí)的人體肌骨仿真模型成為了可能。相較于傳統(tǒng)的肌肉活動(dòng)研究方法，虛擬技術(shù)具有：1）可以獲取實(shí)際測量中難以獲取的信息，如組織內(nèi)部應(yīng)力、應(yīng)變等。2）可以模擬極端環(huán)境下組織的力學(xué)響應(yīng)，如對人體組織系統(tǒng)進(jìn)行損傷和破壞模擬。3）可以就特定問題進(jìn)行參數(shù)化分析，具有效率高、成本低等優(yōu)勢，它是解決生物內(nèi)部復(fù)雜動(dòng)力學(xué)問題的重要工具。