新型油液阻尼可调式踝足矫形器的跖屈阻尼在脑卒中患者步态中对胸廓和骨盆运动的影响

凌华，山本澄子，蔡丽飞，周昊

1.中国康复科学所，北京市 100068；2.日本国际医疗福祉大学，日本东京107-8402；3.中国康复研究中心北京博爱医院，北京市100068

脑卒中后感觉、运动、认知和情绪控制功能障碍导致患者日常生活活动能力的限制。肌肉僵硬无力造成脑卒中患者的躯干支撑和平衡困难[1]。研究表明[2]，躯干的控制影响脑卒中患者的日常生活活动、平衡和步态。

各种类型的踝足矫形器(ankle foot orthosis,AFO)通常用于改善偏瘫步态，主要目的是在支撑期维持踝关节的稳定，在摆动期保持足廓清，以进入下次初始着地[3]。传统矫形器里，无铰链的塑料AFO (如固定式和弹性AFO)或者带金属铰链的AFO 都能够在支撑期稳定踝关节和膝关节，并改善患者步行能力[4-7]。Miyazaki 等[8]的研究测量了实验型AFO 在偏瘫步态下产生的阻尼力矩，发现AFO的跖屈阻尼在下肢运动力学和运动学方面影响偏瘫患者的步态。跖屈阻尼可以影响步态中足跟滚动、踝关节滚动的进程。Yamamoto 等[3,9-10,12]和Singer 等[11]的研究表明，使用跖屈阻尼可调AFO可改善足跟滚动和踝关节滚动。跖屈阻尼合适时，承重反应期(loading response,LR)会产生相应的跖屈活动来改善足跟滚动[7]。Kobayashi等[11,13-16]研究了不同跖屈阻力对脑卒中患者踝关节和膝关节运动学的系统性影响，发现随着跖屈阻力的增加，初始着地时的踝关节最大屈曲角和支撑中期的最大伸膝角减小，跖屈阻力的增加也导致踝关节背屈内力矩和膝关节伸膝内力矩增加。Yamamoto 等[10]测量了不同跖屈阻尼对脑卒中患者的影响，对于油液阻尼器提供的不同阻尼条件在地面反作用力(ground reaction force,GRF)前侧分力和小腿垂直角(shank vertical angle,SVA)方面，受试者在中等阻尼行走时出现峰值，患者主诉中等阻尼时行走最舒适，低阻尼感觉不足，高阻尼主诉太硬。因此，许多研究者都建议根据患者的情况适当调整跖屈阻尼[9-18]。总的来说，对于脑卒中患者，在足跟和踝关节滚动时，跖屈阻尼对膝关节和踝关节产生影响，对髋关节影响较小[3-5,7,9-22]。

然而，这些发现和建议大多是基于对下肢功能的影响。脑卒中患者瘫痪侧上半身的功能受损明显[23]，躯干肌肉无力和姿势异常会影响躯干力线，异常的躯干力线会对姿势控制产生负面影响[1,24-25]。有研究表明[26-30]，胸廓和骨盆功能在正常行走和偏瘫步态中都起重要作用。Titus等[25]的研究发现，脑卒中患者偏瘫侧和对侧的躯干运动存在显著不对称性，这种不对称性在整个步态周期中都不同。躯干控制作为脑卒中患者日常生活功能综合活动的早期预测指标，在步态康复中具有重要意义[31-32]。以往的研究认为跖屈阻尼的大小须与患者个体的情况相适应，侧重于根据踝关节和膝关节运动学、运动力学参数及时空参数确定跖屈阻尼。截至2019 年，只有少量研究调查不同类型的AFO 对骨盆和胸廓的影响[33]。从胸廓和骨盆运动的角度，不同跖屈阻尼对脑卒中患者偏瘫步态的影响尚不清楚[3,7,9,12-13]。

本研究从胸廓和骨盆的角度探讨脑卒中后不同跖屈阻尼条件下跖屈阻尼对偏瘫步态的影响。

1 资料与方法

1.1 一般资料

2020 年6 月至2021 年1 月在北京博爱医院住院康复治疗的脑卒中患者26 例，均为男性，年龄26～75岁，病程56～331 d，均符合第四届全国脑血管病会议通过的诊断标准，并经头颅CT 或MRI 确诊。一般资料见表1。

表1 受试者一般资料

纳入标准：①发病后12 个月内；②下肢Brunnstrom Ⅲ期以上；③具备使用任何类型的AFO在平地上安全行走的能力，必要时使用拐杖助行。

排除标准：①基于改良Ashworth 量表(modified Ashworth Scale,MAS)的严重痉挛；②本体感觉障碍；③肌肉骨骼或认知问题；④妊娠。

本研究经中国康复研究中心医学伦理委员会批准(No.2020-002-1)。

1.2 方法

选择跖屈阻尼可调油液阻尼器踝铰链(日本川村义肢公司)定制AFO，命名为Gait Solution (GS)(图1、图2)。跖屈阻尼可调，踝关节初始角度0°～8°可调，背屈自由。油液阻尼器产生的阻尼可从1～4 档无级调节，在10°跖屈的范围内阻尼为5～14 N·m，最大阻力矩档位为OD4，中等为OD2.5，最小为OD1[19]。

图1 GS

使用一套由6 台动作捕捉摄像机(Qualisys AB,Sweden)和2 块力台(BertecCorp,USA)组成的三维运动分析系统来测量步态(图3)。根据Plug-In 步态标志物的位置，在受试者体表粘贴37 个红外反射标记点。6台相机测量标记点的轨迹，采样频率200 Hz；2 块力台测量GRF 数据，采样频率1000 Hz。受试者穿着相同跟高的实验用鞋(图2)，穿戴GS，在OD1、OD2.5和OD4 三种阻尼条件下以自然步行速度步行8 m，每种条件步行3 次采集步态数据，取均值。采用心率和血氧饱和度监测受试者的疲劳情况。

图2 受试者在实验状态穿戴GS

1.3 数据处理

标记点轨迹和力台数据分别用6 Hz 和18 Hz 的second-order butterworth filter 进行低通道过滤。人体节段模型由13 个部分组成：头、胸、骨盆、双上臂、双前臂、双大腿、双小腿和双足。使用人体测量数据计算连接段模型每个节段的重心(center of gravity,COG)。通过对组合COG 的微分运算，计算出COG 速度，计算胸廓、骨盆及偏瘫侧下肢关节角度。

1.3.1时空参数

由于大多数受试者在支撑期没有出现偏瘫侧肢体的足跟抬高，因此将支撑期分为LR、单侧支撑期(single stance,SS)和预摆动期(pre-swing,PS)，根据GRF的垂直分量进行划分。共采用8 个时空参数：步行速度、偏瘫侧至非偏瘫侧的步长、非偏瘫侧至偏瘫侧的步长、步态周期时间、LR 时间、SS 时间、PS 时间和摆动期时间，其中步长参数用身高进行标准化处理。

1.3.2骨盆、胸廓参数

分别截取4 个时刻以及3 个平面内骨盆角(P)、胸廓角(T)和胸廓骨盆相对角(TP)等参数。以偏瘫侧初始着地定义为初始着地，非偏瘫侧定义为对侧，4 个时刻包括初始着地(initial contact,IC)、对侧足离地(contralateral foot off,CFO)、对侧初始着地(contralateral initial contact,CIC)、足 离 地(foot off,FO)。如 图3 所示，在三个坐标轴x、y、z轴上的运动定义为：前后倾(x)、侧倾(y)、旋转(z)。x轴上，骨盆和胸廓后倾定义为正方向，前倾定义为负方向。计算步态周期胸廓角度变化(the change of thoracic angle in gait cycle,Tcy-clex)、支撑期胸廓角度变化(the change of thoracic angle in stance phase,TSTx)和单支撑期胸廓角度变化(the change of thoracic angle in single stance phase,TSSx)。

图3 骨盆和胸廓结构的定义

共计31个胸廓和骨盆的角度参数使用上述缩写进行描述，如骨盆在初始着地时前后倾角度简写为PICx，31项骨盆和胸廓参数以此类推。所有后期计算均使用Visual 3D(C-motion)软件处理。

1.4 统计学分析

采用SPSS 23.0 进行非参数检验(Friedman 检验)，对OD1、OD2.5 和OD4 三种阻尼下的39 个参数进行分析，事后采用Bonferroni 法调整α 水平进行两两比较。显著性水平α=0.05。

2 结果

所有受试者均完成研究，无脱落病例。

2.1 时空参数

三种阻尼条件下，受试者LR 有显著性差异(P＜0.05)，OD2.5时与OD4时比较有显著性差异(P＜0.05)，OD1 时与OD2.5时、OD4 时与OD1时无显著性差异(P＞0.05)。见表2。

表2 不同阻尼条件下受试者时空参数比较

2.2 骨盆、胸廓参数

骨盆角度PCFOx、PCFOz、PCICx和PFOx，胸廓角度TCFOx、TCFOy、TCFOz和TFOx，胸廓和骨盆相对角度TPICx、TPCFOx、TPCICx，以及TSSx在三种阻尼条件下有显著性差异(P＜0.05)。见表3。

骨盆角度PCFOx、PCICx和PFOx均于OD2.5 时前倾减小，OD4 时前倾增大；PCFOz在OD2.5 时减小。对于PFOx，与OD4 时相比，OD2.5 和OD1 时骨盆前倾角度均减小(P＜0.05)。见表3。

胸廓在CFO时，三个面内的运动均表现出显著性差 异(P＜0.05)。TCFOx在OD2.5 时 小 于OD4 时(P＜0.05)，TCFOy在OD2.5时大于OD4时(P＜0.05)，说明在OD2.5 条件下的胸廓后倾、侧倾角度均降低。TCFOz随着阻尼增大而增大，OD4 时明显大于OD1 时(P＜0.05)。对于TFOx，与OD1 时相比，OD2.5 时胸廓处于相对更加后倾状态，OD4 时更为前倾，OD4 时与OD2.5 时，OD4 时与OD1 时比较均有显著性差异(P＜0.05)。见表3。

胸廓骨盆相对角度在矢状面内，在IC、CFO 和CIC 三个时刻，OD4 时角度大于OD1 和OD2.5 (P＜0.05)。结果一致性较高，均表现为OD4的胸廓骨盆相对前倾角度要大于OD1和OD2.5条件下。TPFOx的结果与前述三项参数趋势一致，OD4条件下前倾角数值最大，但无显著性差异(P＞0.05)。见表3。

对于TSSx，与OD4 时相比，OD2.5 时前后倾角度变化减小(P＜0.05)。见表3。

表3 不同阻尼条件下骨盆和胸廓角度比较(°)

3 讨论

解剖学上骨盆初始前倾10°[34]，行走时额外前倾4°，在冠状面上骨盆侧倾角为4°[35-36]。在本研究中，每种阻尼情况下骨盆和胸廓角度的差异不大，小于5°，但仍能从生物力学角度影响姿势和运动，并显示出在步态中对受试者胸廓和骨盆影响的GS 理想阻尼选择的不同结果。

有研究表明[37-38]，脑卒中患者步态中的骨盆前倾增大(＞4 cm)，这与本研究的结果一致，在步态周期的IC、CFO、CIC、FO 四个时刻，当阻尼过高(OD4)或过低(OD1)，骨盆前倾增大。这可能是跖屈力矩的过强/过弱，都将引起LR 髋膝踝关节一系列的代偿运动，从而诱发骨盆的过度前倾；相反，阻尼适中(OD2.5)时骨盆前倾角度减少，这证实跖屈阻尼对于控制骨盆过前倾的作用。关于胸廓角度，研究中GS的跖屈阻尼从偏瘫侧下肢IC 开始产生，主要作用于LR，其对胸廓的姿势变化差异主要体现在CFO 时，此时，在x，y和z三个轴上，胸廓的角度都呈现出显著性差异。对于前后倾和侧倾运动，OD2.5 时表现出更为直立和运动幅度更小的胸廓姿态，而胸廓侧向位移的减少已经被认为是脑卒中步态的改善[39-40]。与x、y轴运动变化规律不同的是，z轴上的运动，TCFOz和PC-FOz随阻尼增大而增大。阻尼适中的OD2.5 在LR 的过程中有利于减少胸廓前后倾斜，保持步行中胸廓的直立，TSSx的减少和胸廓相对骨盆角度的减少也佐证了这一点。CFO 时，偏瘫侧在LR 过程中，在跖屈阻尼的影响下完成跟着地到足平放的过程。有研究表明[10,33]，阻尼过大时(OD4)会引起膝关节的快速屈曲，减少踝关节跖屈角度，加速LR 过程。本研究中，OD4 条件下步行速度增大，LR 时间显著减少，表明其进程在高阻尼作用下被加速，胸廓和骨盆旋转随着跖屈阻尼的增大而增大。结合来看，CFO 时胸廓和骨盆的旋转角度增大可以推测为下肢对于高跖屈阻尼反应为快速屈膝的趋势，快速屈膝增加屈髋角度和大腿的后倾角，骨盆和胸廓的旋转动作也随之进行代偿。同时，步行速度的增加在矫形器应用下的偏瘫步态中是否作为核心评价指标有待进一步讨论。

可调跖屈阻尼的AFO是基于步态中下肢足跟轴滚动功能设计的，在本研究之前，其对胸廓和骨盆运动的影响尚不清楚。本研究表明，踝关节跖屈阻尼的变化可对骨盆前后倾角度产生影响。在LR 结束时，对骨盆和胸廓的前后倾、侧倾以及旋转均产生影响。适当的阻尼下骨盆前倾角度减少，胸廓侧倾减少，胸廓姿势更为直立，姿势改善。反之，不适阻尼下骨盆前倾、胸廓前后倾和胸廓侧倾增大，均提示姿势的恶化，在对侧足离地时尤为明显。总之，可调跖屈阻尼的AFO在脑卒中患者的步态中对胸廓和骨盆的运动产生明显影响，适当的阻尼可改善胸廓和骨盆运动。

本研究有一些局限性。首先，研究测量的为即时效果，患者经过一段时间的适应性使用和训练后的效果可能更为显著或发生一些变化。其次，由于样本量较小及受试者个人意愿原因，本次实验者全部为男性。

利益冲突声明：所有作者声明不存在利益冲突。