正常人群的步态特征分析

步态分析的研究内容

步行是一种生物运动，所以应该利用动力学现象表现出来。运动分析方法是基于经典牛顿运动三大定律形成的。因为牛顿定律表示了力与运动之间的因果关系，所以认识运动学数据和运动力学数据是必要的。一般运动生物力学包括静力学和动力学分析，静力学包括可用力的大小、方向等反映的力的平衡；动力学则包括运动学和运动力学，运动学可用位移、速度、加速度、即时的关节角度来表示，运动力学则包含力、力矩、功率等指标（图3-6-2）。在步态分析中，下肢损伤后最敏感的变化在于关节力矩的变化。进行数据处理时采用多链节刚体模型，利用运动学数据和地板反力等力学数据可计算出下肢关节力矩。关节受力力矩一般包括外力矩和内力矩，外力矩主要是由重力和地板反作用力作用于关节产生，内力矩主要是关节周围肌肉和其他结构作用于关节产生。关节力矩的大小同关节受力大小、关节轴的确定、关节角度、关节角速度和患者自身的生物学变化有关。

图3-6-2　生物力学研究内容结构图

1.步态周期　行走是一项可重复性很强的运动。步行的过程是取得平衡的过程，在每一个姿势中，不外乎是互相拮抗的肌肉彼此之间的平衡。在日常生活中，中枢神经下达命令给肌肉，使之完成一些预期的或者非预期的动作。在立位平衡时，重心线必然要通过支撑面。步行是一种动态的平衡，在采取一种向前倒下的姿势时，重心常常离开支撑面。在每一步当中，向前迈出的足都在恢复后方那只足失去的平衡，后方足支撑着体重。一般来说，根据重心在矢状面上的移动特点，行走过程被认为是由许多重复出现的步态周期构成，而一个步态周期大致又分为支撑期和摆动期（图3-6-3）。

步态周期是描述下肢步行变化特点的主要参数。下面主要介绍几个概念和步态周期的几种划分方法，以便了解实验结果中的具体指标和内容。步态周期（gait cycle）是行走时，一侧足跟着地到该足跟再次着地所用的时间。习惯上把足跟着地作为步态周期的开始。戴克戎等对50名中国青年在步频为95～105步/min情况下行走时,测得的步态周期是（1.13±0.07）s,其结果同国外资料相差不大（1.13± 0.12）s。成年人一般为每分钟有62个步态周期，步频为（115±10.7）步/min。步态周期的合理划分有助于对步态特征进行正确的分析，为对步态进行详细的分析，通常由把每一步态周期细分为不同的步相或期（gait phase）。这些时期和时相有不同的划分方法。如图3-6-3所示，传统划分方法将一个步态周期划分为2个双支撑期1个单支撑期和摆动期共4期。除常用的传统划分方法外，美国加利福尼亚州Rancho Los Amigos步态分析研究室提出了RLA划分方法，即在一个步态周期中找出8个典型动作姿势位点，进而将一个完整步态周期划分为7个时段。在对步态进行力学分析时，本节重点分析在支撑期关节的受力状况。

为使不同个体在群体中具有一定的可比性，一般用步态周期的百分比对各动作细节的时间历程进行归一化处理。对一侧肢体而言，在以步态周期中要经历踏地负重的“支撑期”（stance phase）和离地摆腿的“摆动期”（swing phase）。其中支撑期占整个步态周期的60%～65%，摆动期只占35%～40%。单侧下肢站立时称“单支撑期”（single support phase），双侧下肢同时站立时称为“双支撑期”（double support phase）。每个步态周期中会出现2次双支撑期，每次占10%～15%。行走时，双支撑期起于单足跟着地时，终于对侧足尖离地，占步态周期的12%～15%。之后进入单支撑期，终点为对侧肢体结束摆动时，约占38%。进入站立中期后，随着重心的转移，对侧肢体逐步负重，单侧肢体所负重量逐渐释放，足部后蹬为摆动期做准备。摆动期时间（对侧单支撑期）与单支撑期大致相等。分为早支撑期和晚支撑期2部分，早支撑期为肢体在躯干前方位置的时间，晚支撑期为肢体在躯干后方的时间。

图3-6-3　步态周期时段划分法

在实验结果中，为明确不同时间段步态运动学和运动力学的变化特征，特采用RLA步态周期划分方法。在RLA步态周期划分方法中，支撑期阶段包括4个时期：预承重期（loading contact）、支撑中期（midstance）、支撑末期（terminal stance）和摆动前期（preswing）。

（1）预承重期：有一侧开始着地，到对侧下肢离开地面，相当于双支撑期。

（2）支撑中期：由对侧离地，到身体重心正好在支持面上。

（3）支撑末期：随支撑中期之后，到对侧下肢开始着地，或支撑腿足跟离地。

（4）摆动前期：包括从支撑腿足跟离地到足尖离地阶段。

2.距离-时间指数特点　在步态分析应用中常见的时间-距离指标有步长、步幅、步速、步频等，步长是一侧肢体足跟（足尖）到另一侧足跟（足尖）的距离，步幅是一侧足跟着地到再次着地时的距离，是连续2个步长的总和。人体按自主步速行走时，下肢所能达到的前向后向的距离取决于受试者的身高，即步长或步幅主要取决于身高。但步长还取决于髋膝关节开始承重时角度和对侧膝关节在支撑末期的瞬时角度，这是因为髋关节的旋转可以决定下肢在空中的位置，膝关节在矢状面上的旋转（即屈伸运动）可以调节一定长度一定的肢体所能前后向到达的位置。

对称步态时，步长是步幅的50%；步态不对称时，左右步长有所不同。国外文献报道西方正常成年人步长为（0.75±0.05）m。戴克戎报道中国青壮年步长男性为（0.63±0.07）m，女性为（0.60± 0.10）m。步长和步幅会随着下肢长度的增加而增加，也会随年龄的增加而有所变化，70岁以上的老年人步长相对减少12%～18%。

西方正常成年人的平均步速为（1.5±0.03）m/s,铃木等报道日本正常成年人平均步速为0.96m/ s。正常人群一般70岁以后有所改变，有学者报道以后步速会以12%～16%/10年的幅度下降，步速最多会减慢20%/10年。

性别与年龄会对某些时间-距离等指标的改变有所影响。个人的步幅一般同身高有关，因此步幅也相对稳定。当规定行走速度时，一般会调整步频来适应步速的改变。但与男女为提高速度所采取的改变步态的方式有所不同，女子一般会通过提高步频来提高步速，而男子一般会提高步幅以提高步速。对于正常老年人来说，步速的下降是由于步幅缩短而引起，而步频极少发生变化。老年人步态一般支撑期时间延长，摆动期缩短；双腿支撑期时间较长，而单足支撑期较短。支撑期由20岁时的57%提高到70多岁的63%，双腿支撑时间由18%增长到26%。由此可见支撑期延长主要是由于双腿支撑期延长造成的。支撑期时间的延长造成了摆动期时间的减少，这是由于下肢加速摆动力量下降、推进力下降、单腿支撑控制能力下降等多因素综合产生的。

总之，步幅、步频和步速作为时间-距离指标受肌肉力矩、肢体受力和关节运动综合因素的影响，是人体运动能力评价的重要指标。在这些指标中，速度是最能反映行走能力的指标。在人体进行自主自由行走时，行走是最有效、最节能的行为方式。

3.关节活动角度特点　运动学数据的基本特征有3点：变化大小、变化形式和变化的周期性。本节主要研究下肢关节角度的变化情况。在评价时，目的就是让步态病态特点定量化，步态缺陷原因明确化。所谓步态病态程度定量化，是根据某些和临床标准相关的指标进行评价。因而，像体温和脉搏一样，提取的特征量，表示综合状态，而且各特征量又能够具有独立的尺度，像这种评价，可以注意角度变化的大小、整体变化模型的类似性，或者是运动的对称性和重复性等周期特征。

关节的运动方式对关节的内外力矩均有影响，因此关节力矩会因为个体行走方式的不同而存在个体差异。但对于个体而言，由于中枢神经能够对肌肉进行控制，使得各关节都能够保持一种连续和相对稳定的运动方式。在人体行走时，各关节会受到关节韧带和关节囊的限制，因此关节活动度范围不会达到关节被动活动的范围。

三维运动学分析描述3个空间方向上的关节运动：矢状面、水平面和冠状面。一般情况下，以对关节矢状面活动度的研究多见。人体主要是靠髋、膝、踝关节角度的不断变化，使左右腿持续交替摆动而实现行走的。在三维步态分析系统中，计算机可以通过摄取贴记于人体的标志点轨迹来计算出下肢各关节的角度变化情况。

理想状态下，在步态周期中膝关节屈伸角度基本上成圆滑曲线变化。有学者对正常中国青年人的测量结果是：在一步态周期中，髋关节屈曲高峰值平均为27.6°±4.2°，此峰位于步态周期的84.6%～92.3%。膝关节在整个步态活动中活动范围在7.0°±5.7°与70.2°±6.0°，并认为这有利于膝关节吸收震荡。踝关节的活动范围在15.7°±6.5°跖屈与10.9°±3°背屈之间。

在支撑期中，膝关节会出现2次屈曲峰值。预承重期屈膝15°，第2次是在摆动中期，屈膝最大可达到60°～65°。慢跑时支撑期最大角度能够达到44.3°±5.2°，上楼梯达到66.7°±5.8°，下楼梯达到63.9°。支撑中期最大伸膝角度大约5°。步行时膝关节活动度平均在61°以内，上、下楼梯活动范围在96°以内。

正常人群下肢关节活动度也具有相应的年龄特点，有实验证明，2岁的儿童和70岁的老人在正常步态时下肢关节活动度相似。70岁以上的老年人行走时躯干挺直无前倾，躯干活动角度在冠状面和水平面同青壮年比较无明显差异。老年人骨盆前倾角相对于青壮年大（14°±6°∶10°±5°），冠状面（6°± 2°∶9°±3°）和水平面（7°±2°∶9°±3°）骨盆活动度减小。矢状面上老年人屈髋角度比青壮年增加3°。由此可见，老年人行走时骨盆前倾和屈髋角度都有所增大，而且屈髋角度的加大可能是由于骨盆前倾造成的。在冠状面上，支撑期老年人髋关节外翻角度加大；髋关节预承重期旋转角度同青壮年无明显差别。冠状面髋关节膝关节内外翻角度总共大约有14°。水平面上老年人和青壮年髋膝关节内旋和外旋角度无明显差别。

同时，在明确关节障碍的原因过程中，重视每一个关节的运动和代偿性的运动，进行局部而具体的评价是很有必要的。因此要对步态周期中的特定时间和角度变化的峰值进行分析和比较。为更能反映肢体障碍造成的功能变化情况，需要选择能代表疾病状态的特征值进行分析。

4.步态周期中下肢关节受力分析　人类行走时神经系统调整有关肌群协同收缩或舒张，带动双腿交替迈步，在地球引力环境中，借助地板反作用力，推动人体不断前进。行走中肌肉如何协同动作，各关节的活动情况及地板反作用力的变化过程等，都是临床医生和步态分析研究人员所应该解决的问题。双足的运动是通过下肢中的髋关节、膝关节、踝关节和足底关节三维方向的旋转力矩产生。这些力矩通过2种作用力产生，分别为肌肉的相互作用和关节所受的重力。下肢39块以上的肌肉通过较短的力臂在行走中对抗重力，并使关节产生旋转力矩。在步态周期中的特定时间内，有不同的功能肌群进行活动并产生相应的力矩。在支撑期，肌肉作用产生的力矩协同韧带和关节囊，共同拮抗重力和身体运动产生的外力矩。在摆动期，关节周围的肌肉还会产生旋转力矩用以克服肢体重量和惯性。无论是重力和地板反作用力产生的外力矩还是关节周围肌肉产生的内力矩都能在关节旋转的轴和方向来表达。矢状面、冠状面和水平面都有相应的指标对作用于关节的力矩进行表达。对于膝关节，可以分为内在和外在的膝关节屈-伸力矩、内翻-外翻力矩和内旋-外旋力矩。下面将下肢主要关节周围肌肉在步态周期中的收缩情况以及产生的内力矩做详细的描述（图3-6-4）。

（1）摆动末期足跟着地时：地面反作用力方向对于人体向上向后，会对踝关节产生跖屈外力矩，对髋关节产生屈曲外力矩。为维持平衡，肌肉便会产生拮抗踝跖屈和髋屈曲的内在力矩。此时踝关节背伸肌群和髋关节伸肌群（臀大肌和月国绳肌）进行离心收缩，以吸收作用于关节的功。

图3-6-4　步态周期各时段关节受力情况

（2）足跟着地时：地板反作用力矢量方向靠近于膝关节中心，膝关节外来力矩的大小主要取决于小腿接近地面的角度和膝关节的屈伸角度。大部分正常人群外来起始力矩在伸膝过程中出现，并伴有股四头肌和月国绳肌的收缩用以保证膝关节的稳定。足跟着地前膝关节在伸直过程中，月国绳肌和伸膝肌群开始收缩，使肌肉力量足以承重和稳定膝关节。之后，下肢肌肉对施加于关节上的重力进行调节收缩，并伴有膝关节的伸屈角度的适应性变化，此时膝关节屈曲，屈膝外力矩出现，同时膝关节周围肌群通过增加股四头肌的牵拉力、增强肌肉活动和力量对抗屈膝。膝关节屈膝着地，股四头肌通过收缩作用可将地板反作用力对膝关节的震荡进行能量的吸收，有学者称之为“震荡吸收机制”（shock-absorbing mechanism）。着地后，股四头肌伸膝内力矩会随膝关节的屈曲逐渐增加，直到下肢完全承重和对侧足尖离地时，这时膝关节屈曲停止，准备伸直。膝关节由于处在屈曲状态下，因此膝关节仍处于不稳定的状态中，若要保持相对稳定，则最大限度地动员屈膝肌群和伸膝肌群进行收缩。

（3）单支撑期：在此期间，下肢在矢状面上以踝关节为中心旋转前向移动时，踝关节背屈外来力矩逐渐增加。小腿腓肠肌根据这种背伸的外来力矩控制踝关节背屈的角度，这时腓肠肌离心收缩并受到牵拉。小腿腓肠肌通过这种作用将作用于踝上能量吸收。对于髋关节而言，单支撑期身体到达中立位时刻，外来力矩由外来屈内力矩转化为伸髋内力矩，该力矩使支撑后期逐渐伸髋。对于膝关节，屈膝外力矩逐渐降低，膝关节角度也由屈膝逐渐转变为伸膝，并在此时替代以伸膝外力矩。此时矢状面腓肠肌、后侧韧带和关节囊进行收缩或机械限制用以拮抗伸膝外力矩。膝关节在支撑后期屈膝蹬地时，伸膝外力矩又转化成支撑期第二阶段的屈膝外力矩。

（4）支撑末期（摆动前期）：随着重心转移和足跟离地，踝关节后群肌肉向心性收缩使踝关节被动跖屈并做功。在支撑末期这种功的产生仅仅表现为抬腿。但这种功主要是在摆动期使髋关节向心收缩而抬高下肢，在摆动早期踝关节还会通过背伸来加强下肢的摆动。

在行走过程中，关节屈曲角度同关节的外力共同影响着关节外力矩，为保持平衡，关节周围肌群又会产生与之拮抗的关节内力矩，外力矩和内力矩彼此对应，共同对关节产生作用。如屈膝着地过程中，重力和地板反作用力会对关节产生屈膝外力矩，而此时为保持平衡和保证行走，关节周围肌肉收缩产生伸膝内力矩拮抗外力矩。

在正常速度行走时，膝关节所承受的轴向负荷是体重的3～7倍。受力峰值出现于单支撑期的初期，伴有股四头肌的最大收缩。还有2次受力峰值分别在足跟着地期和对侧足着地前期。分别对应月国绳肌和腓肠肌的收缩。关节受力会随行走速度的增加而增加，复杂的关节活动也会使关节受力增大。如髌股关节面在日常生活中所承受的负荷是体重的2～3倍。跑步等剧烈运动髌股关节面承受负荷约为体重的11倍。

5.关节力矩与关节受力的影响因素　关节力矩和关节受力的影响因素较多，不仅同个体因素，如身高、体重、解剖力线有关，而且也同机体的活动方式，如行走、跑、跳等有关。因此对关节力矩和关节受力进行分析时，尽量消除这些因素对组间比较产生的影响。

关节力矩同身高和体重均有关。身材高大体重较重的人，关节所受的重力和力对关节的力臂也就越长，关节所受力矩也就越大。为消除身高与体重等因素对力矩的影响，常常将关节力矩进行体重身高的标准化。可以用力矩/体重×身高对力矩进行标准化。在2组身高无差别的情况下，有时也用力矩/体重为单位对力矩进行标准化。除了身高体重，步速也会影响关节力矩。步速提高，关节动量（质量×速度）随之增加，根据上述在步态周期中关节及其周围肌群受力情况，为适应在不同的动量对躯干的重心进行转换，地板对关节的反作用力、关节周围肌肉活动也会出现相应的改变，从而使关节所受的力矩也有所改变。

在直立行走过程中，支撑期体重重心位于下肢的内侧。一般来说，冠状面上支撑期多出现髋内翻、膝内翻和踝外翻外力矩，这些力矩在预承重期通过机体调整下肢关节角度而产生，而在支撑期这些力矩是通过个体下肢解剖力线对躯干重心的调整而产生。膝关节冠状面上，内翻力矩出现2次峰值，第1次是在肢体承重期，另一次是在支撑末期，即体重重力作用关节瞬间增加或减少的时刻。内翻力矩的增加使膝关节冠状面上内外受力不均。膝内侧承受重力占70%，膝关节外侧韧带和肌肉受到牵拉。Andrews等通过站立位X线对膝关节内翻力矩进行动态分析。在预承重期，膝内翻力矩的大小同内翻角度的增加有关，膝关节内翻角度加大，内翻力矩会相应增加，内翻角度减小，内翻力矩也会相应减小。行走过程中，膝关节冠状面上力矩的变化也常常作为研究的重要内容，尤其是对于解剖力线的改变而产生受力改变的关节等，如在膝关节骨性关节炎晚期时，容易出现冠状面上膝关节受力的不平衡。ACL损伤后由于一般不会发生骨骼解剖结构的改变，因此冠状面上的力矩变化不常作为步态分析的研究重点。

有学者做过研究,正常青壮年人群最大屈膝力矩在自主步速下为2.9%±2.5%体重×身高(%Bw× Ht）,慢跑为13.1%±5.3%Bw×Ht,上楼梯为4.3%±2.8%Bw×Ht,下楼梯为7.5%±2.6%Bw× Ht。在自主速度时，70岁以上人群踝关节跖屈峰力矩和支撑末期做功功率比青壮年明显降低。老年人适当增加步幅后，髋关节最大屈髋功率比年轻人高16%。Judge等发现，在步速增加时，青壮年人群下肢各关节峰力矩和峰功率都会显著增加。而老年人在提高步速时仅仅增加了髋关节的功率。老年人步速达到最大时，屈踝峰力矩和屈踝功率未见增加，屈髋力矩增加72%。

关节外力矩的加大会引起关节接触力的增大。目前的技术水平还不能对每块肌肉产生的力矩和每个关节上受到的合力进行直接测量。基于解剖数据的数学计算和正常人群步态分析研究信息说明，不同人群组在不同的行走模式中所得到的数据值也不尽相同。而且有文献报道，即使速度恒定，同一关节也在不同的行走过程中力矩也有所变化。这些变化在冠状面变化较小，踝关节力矩尤其稳定。尽管在膝关节和髋关节矢状面力矩变化较大，但下肢3个关节的力矩在支撑期变化明显减少。