胸段完全性脊髓损伤患者的三维步态分析

孙嘉利,黄东锋,欧阳亚涛,毛玉瑢,钟世镇

站立和行走是人体最基本的运动,重建站立和步行功能是脊髓损伤患者康复的目标之一。而配戴交互式步行矫形器(reciprocating gait orthosis,RGO)进行步行训练是康复训练和治疗的重要组成部分。尽管对于矫形器步态训练的良好效果已有较多报道,但对于胸段完全性脊髓损伤(thoracic complete spinal cord injury,TCSCI)患者来说,要实现独立行走的目标仍存在很多困难和障碍[1-2]。脊髓损伤患者在步行时需要消耗更多的能量以使上肢和躯干肌群做功并带动双下肢向前迈步[3]。有研究发现,高位脊髓损伤患者穿戴矫形器进行步行训练时步速相对较慢,且步态生理强度相对较高[4]。客观准确的步态分析对制定有效的治疗方案和判断治疗效果具有十分重要的意义。本研究应用Vicon三维步态分析系统对10例TCSCI患者进行步态测试,旨在探讨脊髓损伤平面与患者步行功能之间的相关性,以及影响TCSCI患者步行能力恢复的主要指标,并为临床康复治疗提供实验依据。

1 材料与方法

1.1 实验对象 选取在本中心住院的TCSCI患者10例,其中男性 6例,女性 4例;年龄 27～46岁,平均(34.5±9.7)岁;体重 45～75 kg,平均(60.2±12.1)kg;身高 156～ 180 cm,平均(167.1±11.5)cm;受伤至测试的时间为9～37个月,平均(22.3±10.6)个月;T4-62例,T7-93例,T10-125例。按照ASIA 2000脊髓损伤分级标准,所有患者均为 TCSCI(ASIA 2000-A级),双下肢肌张力≤2级(按修改的Ashworth分级标准),无明显呼吸及心血管系统并发症,脊柱稳定性良好。入选患者均经过系统康复训练程序并且配戴RGO进行步行功能训练至少3个月以上。

1.2 方法 采用英国Vicon远红外线三维步态分析系统对患者进行定量步态检测与分析。该系统由红外线反射标记球(Marker)、远红外光点摄像机、两块测力板(51 cm×46 cm)、信息转换控制器、电脑和分析软件(包括运动学、动力学及时空参数分析软件)等构成。分析系统安装在安静、稳定的环境中,并在每次测量之前进行系统标定,标定完成后在被测试对象的体表进行打点(使用Marker作标定),打点位置根据不同分析软件的要求而不同。本研究采用的Vicon Nexus 1.2步态分析软件要求对患者的躯干及双侧下肢16个体表定位点进行标记(双侧髂前上棘、髂后上棘、大腿中点外侧、膝关节外侧中点、小腿中点外侧、外踝、足跟及第1、第2跖趾关节中点),打点完毕后进行步态检测。患者躯干和助行架对地面的反作用力及髋、膝、踝关节的运动角度的时间连续性资料由Vicon运动分析系统采集。检测者均接受过正规、系统的三维步态分析培训,在正式测试前对本系统及体表定位标记进行组内信度测试,证实该系统和测量方法均具有良好的组内信度(ICC＞0.95)[5]。

要求:被测者以其最舒适平常的步态在室内安全步行(1次连续步行至少10步),每个被测者均测试7～8次,然后取平均值作为测量结果。步态分析测试轨道长10 m,每次测试时被测者有1～2 m的适应性行走距离。收集到被测者在规定的轨道内行走的运动信息后经分析软件自动数字化建立三维坐标图,分析处理后可直接获得所需要的运动学和时空参数,包括步速、步频、跨步长、髋关节运动角度范围、髋关节角速度、助行架对地面的压力(压力峰值和压力均值)。步频由同一足跟先后两次着地之间的时间间隔计算得出,足跟着地则是根据被测者躯体对地面的反作用力进行检测。跨步长是由两个连续的步行周期中第1、第2跖趾关节中点Marker之间的距离计算求出。

主要结局观察指标:患者的SCI平面与其步行能力的相关性。

1.3 统计学分析 采用SPSS 12.0统计软件进行统计分析。所有参数均为所测指标的平均值。运动学和时空参数与SCI平面之间的相关性进行Spearman秩和相关系数分析。

2 结果

2.1 运动学和时空参数 步速、步频和跨步长分别为(17.14±1.95)m/min、(37.4±2.15)步/min和(91.6±9.09)cm;助行架的压力峰值和压力均值分别为(3.48±0.47)N/kg和(0.41±0.06)N/kg/s;髋关节摆动角度及髋关节伸展和屈曲时相的角速度分别为(42.57°±5.43°),(20.88°±2.18°)/s和(124.75°±9.31°)/s。

图1 步速与SCI平面之间的相关性

图2 髋关节摆动角度与SCI平面之间的相关性

2.2 SCI平面与各参数之间的关系 与SCI平面有较强相关性的参数有:步速(r=0.80,P＜0.01),跨步长(r=0.78,P＜0.01),助行架的压力峰值(r=0.82,P＜0.01),髋关节摆动角度(r=0.77,P＜0.01)。通过Spearman秩和相关系数分析发现,助行架的压力均值(r=-0.67,P＜0.05)和髋关节伸展的角速度(r=0.75,P＜0.05)与SCI平面之间也存在着较强的相关性。步速和髋关节摆动角度与SCI平面之间的相关性分别见图1和图2。

3 讨论

本研究显示,TCSCI患者的脊髓损伤平面与其RGO步态之间存在着显著的相关性。参与测试患者的SCI节段范围在T4～T12之间,包含支配躯干肌群的若干神经解剖平面。如支配腹部肌群和髂腰肌的脊髓节段,在 T12节段SCI患者中,这些神经节段保存完好;但对于T4节段SCI患者,其支配躯干肌群的脊髓平面则是受损的[6]。本研究结果显示,TCSCI患者的躯干残留运动功能的程度主要取决于SCI平面的高低。

正常人在步行时,身体重心做上下约5°的移动,而骨盆做幅度约8°左右的前后旋转;身体重心移动范围小而稳定是正常步态流畅的原因[7-8]。但TCSCI患者配戴RGO行走时总是先将体重转移到一侧下肢,在抬起上身的同时用助行架撑地,利用身体重心的大幅度转移使另一侧瘫痪的肢体向前移动。膝关节在步态周期中始终处于伸直位是矫形器步态与正常步态的区别之一。由于RGO髋关节联动器的杠杆作用,患者的身体重心偏向并转移到一侧下肢,从而带动对侧下肢向前迈步[9]。因此,SCI患者躯干肌肉的收缩及双上肢的代偿支撑运动对于促进髋关节的摆动运动起到至关重要的作用。高位胸段脊髓损伤患者的髋关节摆动角度较低节段患者减小,这也说明高位胸段脊髓损伤患者由于其躯干和髋关节周围肌群的瘫痪,使得上半身(躯干)的运动不足以带动下肢的向前摆动。关于助行架对地面的压力,其压力峰值与SCI平面之间呈负相关;这表明,高位胸段脊髓损伤患者为了代偿躯干周围肌群的瘫痪状态,在行走时其双上肢要比低位胸段脊髓损伤患者做更多的功,对地面产生更大的压力。因此,高位胸段脊髓损伤患者步速较慢的主要原因在于其髋关节摆动幅度的受限和双上肢的过度负载。

临床实践表明,胸段完全性脊髓损伤患者在配戴RGO进行步行训练时,减少过度的生理载荷对于维持其实用的RGO步态是非常重要的。在以往的研究中,已有研究者尝试使用功能性电刺激(functional electrical stimulation,FES)的方法帮助截瘫患者实现有效的RGO步态[10]。尽管有研究提出,FES的有效性是基于对瘫痪肢体肌肉的额外收缩来实现的[11],但在目前临床应用过程中,FES的使用如果不能很好地与SCI患者的主动运动相配合,也很难成为一种有效降低RGO步态中过度生理负荷的手段[12]。SCI患者除了要进行常规系统的康复训练以外,还要根据他们不同的损伤平面以及年龄、性别、身体状况等综合因素,给予个体化综合康复训练措施[13]。我们应当对SCI患者日常生活中的非规范行为给予指导,并在康复训练中强化其逐渐减弱的残存生理机能,从而达到降低其所承受的过度生理负荷的目的。

总之,TCSCI患者双上肢的过度负载和髋关节摆动幅度的受限是其步行能力受限的主要原因。因此,应对他们进行一些减负的康复训练方法,从而改善其重建的步行功能。

[1]Bernardi M,Canale I,Castellano V,et al.The efficiency of walking of paraplegic patients using a reciprocating gait orthosis[J].Paraplegia,1995,33(7):409-415.

[2]Winchester PK,Carollo JJ,Parekh RN,et al.A comparison of paraplegic gait performance using two types of reciprocating gait orthoses[J].Prosthet Orthot Int,1993,17(2):101-106.

[3]Ijzerman MJ,Baardman G,van't Hof MA,et al.Validity and reproducibility of crutch force and heart rate measurements to assess energy expenditure of paraplegic gait[J].Arch Phys Med Rehabil,1999,80(9):1017-1023.

[4]Kawashima N,Taguchi D,Nakazawa K,et al.Effect of lesion level on the orthotic gait performance in individuals with complete paraplegia[J].Spinal Cord,2006,44(8):487-494.

[5]徐光青,黄东锋,毛玉瑢,等.脑卒中患者步行时躯体运动的三维运动学研究[J].中国康复医学杂志,2004,19(10):728-730.

[6]Kim CM,Eng JJ,Whittaker MW.Level walking and ambulatory capacity in persons with incomplete spinal cord injury:relationship with muscle strength[J].Spinal Cord,2004,42(3):156-162.

[7]Giaquinto S,Galli M,Nolfe G.A polynomial function of gait performance[J].Funct Neurol,2007,22(1):43-46.

[8]Shemmell J,Johansson J,Portra V,et al.Control of interjoint coordination during the swing phase of normal gait at different speeds[J].J Neuroeng Rehabil,2007,4:10.

[9]To CS,Kirsch RF,Kobetic R,et al.Simulation of a functional neuromuscular stimulation powered mechanical gait orthosis with coordinated joint locking[J].T rans Neural Syst Rehabil Eng,2005,13(2):227-235.

[10]Gorman PH.An update on functional electrical stimulation after spinal cord injury[J].Neurorehabil Neural Repair,2000,14(4):251-263.

[11]Mushahwar VK,Jacobs PL,Norman RA,et al.New functional electrical stimulation approaches to standing and walking[J].J Neural Eng,2007,4(3 suppl):S181-S197.

[12]Creasey GH,Ho CH,Triolo RJ,et al.Clinical applications of electrical stimulation after spinal cord injury[J].J Spinal Cord Med,2004,27(4):365-375.

[13]Behrman AL,Harkema SJ.Physical rehabilitation as an agent for recovery after spinal cord injury[J].Phys Med Rehabil Clin N Am,2007,18(2):183-202.