不同步行增速策略对健康老年女性下肢关节动力学及其功能补偿机制的影响

2020-11-16李旭鸿喻美鑫范年春陆家麒

体育科学 2020年8期

李旭鸿，喻美鑫，范年春，陆家麒

（杭州师范大学体育与健康学院，浙江杭州 311121）

随着增龄，老年人的身体机能发生了明显的变化，主要体现在器官的老化和功能的衰退。这将直接致使其中枢和周围神经系统的控制力下降、本体感觉信息的输入不对称、肌肉力量下降和骨质疏松、步态不稳和支撑不力等生理性和生物力学问题的出现（Masud et al.，2001；Peel，2011），从而造成老年人在日常生活中容易发生跌倒的风险。研究表明，有1/3超过65岁的老年人每年都会跌倒一次（Lusardi et al.，2017），而且大多数都是发生在运动中（Berg et al.，1997）。因此，老年人步行过程中发生跌倒的力学机制引起诸多学者的关注和探究，特别是健康老年人的步速与其下肢关节运动学（Mentiplay et al.，2018）、关节动力学（Ardestani et al.，2016；Browne et al.，2017）、肌肉活动（Ranisavljev et al.，2014；Varrecchia et al.，2018）、步态稳定性（Fan et al.，2016；Krasovsky et al.，2014）之间的相互关系。遗憾的是，由于步行速度控制上的缺陷导致下肢关节动力学的功能性贡献（Slider et al.，2008）及踝关节跖屈肌力量不足（Buddhadev et al.，2016）和膝、髋关节相应的补偿机制（Anderson et al.，2014）一直无法形成共识。毕竟有研究指出，当步速增加0.1 m/s，其髋关节功率峰值的增幅却高达20%（Lelas et al.，2003）。

鉴于此，人们开始提出在恒定速度的跑台或地面上跟着节拍器行走的方法来消除步速控制的不足，进一步探讨增龄、性别、非健康人群等因素带来的影响（Allet et al.，2011；Cofre et al.，2011）。但上述方法在一定程度上束缚了人体下肢关节的动作协调（Howard et al.，2013）。人们通常选择不同的步幅-步频组合来应对所需匹配的速度（Allet et al.，2011；DeVita et al.，2000）。所以，对于老年人步态异常乃至发生跌倒的生物力学研究，不能仅局限于速度本身，而应该再进一步考虑步幅、步频所扮演的角色。与此同时，有研究者认识到，人体下肢关节力矩、功率及关节做功是理解老年人步态异常、甚至发生跌倒的关键因素（Allet et al.，2011；Anderson et al.，2014；Browne et al.，2017；Cofre et al.，2011；Lelas et al.，2003；Neptune et al.，2008；Uematsu et al.，2018）。通常情况下，人们会选择主要依靠增加步幅、增加步频或者同时增加步幅和步频这3种增速策略来提高步行速度（Ardestani et al.，2016），但针对老年人不同增速策略时，其下肢关节负荷的生物力学研究却未得到充分的重视（Allet et al.，2011；Ardestani et al.，2016；Howard et al.，2013；Lim et al.，2017）。另外，老年女性的步态特征存在明显的性别差异（Scaglioni-Solano et al.，2015），且寿命更长、更容易发生跌倒（Alcock et al.，2013；Van Kooten et al.，2018）。

本研究以3组不同增速策略的老年女性为研究对象，探讨在步速相当的正常行走和快速行走过程中，其下肢关节矢状面内力矩、功率及关节做功的差异性，以及上述3种增速策略是否会造成老年女性下肢关节功能性贡献和关节间的补偿机制发生改变。本研究拟验证2个研究假设：1）增速策略会改变老年女性快速步行过程中的下肢关节负荷的分配，以及各关节做功百分比；2）与主要增加步频的老年女性相比，依靠增加步幅与同时增加步幅和步频的老年女性，在快速行走过程中将承载更大的下肢关节负荷。

1 研究对象与方法

1.1 研究对象与分组

在社区里招募受试人群，要求其下肢无明显疼痛或无骨折和手术史，能独立完成1 h左右的步态测试工作。另外，近两年内在肌肉骨骼、神经系统等方面无疾病，且无视觉和前庭功能障碍等。首先，受试对象需填写《受试者基本情况调查表》并签署知情同意书，随后根据上述信息进行初步筛选，再结合步态策略的选择标准确定，最终27名健康老年女性的实验数据用于本研究。

1.2 仪器设备

9台QUALISYS摄像头（Oqus300＋）、高速运动捕捉系统QTM（瑞典）以及24个配套直径为19 mm的红外反光标志球和4块跟踪板共同完成运动学数据的采集，采样频率为500 Hz。KISTLER（瑞士）三维测力台2块，型号为9287C（长×宽：900 mm×600 mm），外置信号放大器的采样频率为1 000 Hz，通过数模转换器与红外高速运动捕捉系统QTM连接进行同步。最后，利用生物力学分析软件Visual 3DTM（以下简称V3D）完成参数的采集和处理。原始的运动学、动力学参数在数模转化时通过Butterworth低通滤波器进行过滤，其截断频率分别为12 Hz和50 Hz（Huang et al.，2013；Tajima et al.，2018）。

1.3 实验流程和数据处理

1）受试者在跑台上以2.0～3.0 m/s的速度进行5 min的慢跑热身，更换实验测试服装（短裤和运动鞋、袜子），主要为了消除运动装备不同带来的影响，以及让下肢、骨盆处的反光球清晰可见；2）操作人员为其粘贴反光球和跟踪板，反光球粘贴位置分别在髂脊上缘、髂前和髂后上棘、大转子、膝内外侧、踝内外侧、跟骨、第五跖趾关节、第一跖趾关节，以及4块跟踪板贴在大、小腿外侧的中部；3）要求受试者站在拍摄的中心区域保持不动、双脚自然分开与肩同宽、掌心向前，采集受试者的静态动作；4）在QTM人体模型中完成匹配后，取下左、右侧大转子以及膝和踝关节处的反光球（10个）；5）向受试者发出开始口令，让其在规定路线上完成正常行走（自然、习惯的日常行走方式）和快速行走（尽量快、但不是跑，即不能出现双脚同时腾空的状况）。当受试者各有3次成功采集到有效数据后（左、右脚分别踏在两块三维测力台上），测试结束。

在V3D中建立骨架模型，人体共分为骨盆、大腿、小腿、足7个环节。踝、膝关节中心分别定义为内外踝和胫骨内外粗隆的中点，骨盆近端与远端半径分别为左右髂棘与大转子之间距离的一半，骨盆深度设为0.144 m。步态模型插件被用来采集受试者的步速、步幅、步频等参数，该模型已被广泛地应用在步态分析中，其重复性和可靠性也都已得到验证（Mentiplay et al.，2018）。其中，步行周期中迈出一步所用的时间称为单步时间，即从一侧下肢足跟触地至对侧足跟触地所用的时间，所对应的距离为步长。而步幅指同一侧足跟前后两次触地瞬间的纵向直线距离，即左、右步长之和，步频则是单位时间内行走的步数。

数据处理时，首先确定受试对象的步态周期（右侧足跟触地至右侧足跟再次触地瞬间）的运动学和测力台数据。通过逆向动力学计算得到关节力矩，关节功率为关节净力矩与角速度的乘积，下肢关节功率对时间进行积分得到关节做功（Browne et al.，2017；Cofre et al.，2011）。定义步态周期的踝关节背屈力矩、膝和髋关节屈曲力矩为正值（＋），对应踝关节跖屈力矩、膝和髋关节伸展力矩为负值（-）。踝、膝和髋关节功率正值（＋）表示能量产生，踝、膝和髋关节功率负值（-）则表示踝、膝和髋关节能量吸收。本文结合相关文献（Cofre et al.，2011），主要对踝关节功率峰值A1和A2、膝关节功率峰值K1、K2、K3、K4，以及髋关节功率峰值H1、H2和H3进行统计分析。随后，对踝、膝以及髋关节功率正值（＋）进行积分，便得到其做正功情况，负值部分（-）的相应积分则是做负功情况。最后，关节力矩、关节功率峰值及关节做功分别用自身重量×身高（Moisio et al.，2003）、自身体重×身高、体重完成相应的标准化处理，其单位分别为%BW·HT、W·kg-1·m-1、J·kg-1。

1.4 步态策略

步行过程中的增速策略共分为3种：主要依靠增加步频来提高行走速度，主要依靠增加步幅来提高行走速度，同时增加步幅和步频来提高行走速度（李旭鸿等，2019）。

1.5 统计分析

数据由SPSS 17.0软件进行处理，采取均值±标准差（M±SD）表示。3组老年人群的年龄、身高、体重以及各组间正常和快速行走过程中步速、步频、步幅、下肢关节力矩、功率峰值和关节做功用单因素方差分析（One-Way ANOVA），P＜0.05为具有显著性差异。另外，同组间的正常和快速行走过程中的下肢关节力矩、功率峰值及关节做功用配对t检验统计分析，P＜0.05为具有显著性差异，P＜0.01表示具有非常显著性差异。

2 研究结果

3组老年女性在年龄、身高和体重上均无显著性差异，在正常行走过程中，步速、步幅、步频也无显著性差异（P＞0.05）。但在快速行走过程中，G1组的步幅分别与G2、G3组呈非常显著性差异（P=0.001和P=0.008），同时其步频与G2、G3组也呈非常显著性差异（P=0.000和P=0.001）。另外快速行走过程中，3组步速较为接近（P＞0.05，表1）。

表1 受试对象基本情况Table 1 Basic Information of the Participants M±SD

2.1 正常行走过程中的组间比较

3组在正常行走过程中，垂直地面反作用力峰值（FZ1和FZ2）均略大于自身体重（图1），而且未出现显著性差异（P＞0.05）。下肢三关节矢状面内的力矩、功率的曲线变化也较为相似（图2），其峰值大小以及关节做功均较为接近，未出现显著性差异（P＞0.05，表2）。因此，若快速行走过程中，3组下肢关节负荷出现差异性，则是由不同的增速策略造成的。另外，3组在下肢关节的做功也较为接近，其中踝关节、髋关节做正功的能力较为突出（40%左右），而膝关节则较少（16%左右）。另外，能量吸收则是膝关节起主导作用（56%左右），其次是踝关节和髋关节（表2）。

2.2 快速行走过程中的组间比较

与G1组相比，G2、G3组在快速行走过程中垂直地面反作用力（vertical ground reaction force，VGRF）峰值，踝和膝关节力矩、功率峰值以及关节做功都出现一定程度的增加（膝关节功率峰值K3除外），且FZ2、踝关节背屈力矩和膝关节屈曲力矩峰值、踝关节功率峰值A2及踝关节做正功情况，分别呈现显著性增加（P＜0.05）。其中FZ2峰值尤为明显，G2、G3组分别与G1组呈非常显著性差异（P=0.000和P=0.003）（表2、图3）。而G1组在快速行走过程中，其髋关节力矩、功率峰值以及关节做功均高于G2、G3组，仅髋关节屈曲力矩、功率峰值H3及做正功情况出现显著性增加（P＜0.05）。

G3组在快速行走过程中，踝、膝两关节的力矩、功率以及关节做功，虽然也低于G2组，但都较为接近（P＞0.05）。而其髋关节屈曲力矩、髋关节功率峰值H3两个指标却明显高于G2组，且呈现显著性差异（P=0.035和P=0.048）。在快速行走过程中下肢关节做正功方面，虽然3组均是髋关节居多，但G1组髋关节做正功起主导作用（51.81%），G2组踝、髋关节作用却较为相近（39.15%和42.52%）。另外在做负功方面，3组均是膝关节吸收能量为主，约占65%左右（表2）。

2.3 正常行走和快速行走过程的组内比较

图1 3组老年女性正常和快速行走过程的垂直地面反作用力比较Figure 1.Comparison of Average(solid line)and Standard Deviation(cloud)of VGRF between Normal and Fast Speed Walking in Three Groups

与正常行走相比，G1组在快速行走过程中FZ1、髋关节屈曲力矩峰值、膝关节功率峰值K3和K4、髋关节功率峰值H1和H3以及膝关节做正功和负功、髋关节做正功都出现不同程度的增大（P＜0.05或P＜0.01）。而随着步速的加快，G2、G3组上述指标也出现了相应的增加，同时其踝关节跖屈和背屈力矩峰值、膝关节屈曲和伸展力矩峰值、踝关节功率峰值A2、膝关节功率峰值K1和K2及踝关节做正功，也出现不同程度的增加（P＜0.05或P＜0.01）（表2）。与G2、G3组差别最为明显的是，G1组膝关节功率峰值K3、髋关节功率峰值H3均出现显著性增加（P=0.027和P=0.018），FZ2则显著性减小（P=0.022）。

从正常行走到快速行走，3组的下肢关节做功也发生了明显变化。其中G1组踝关节做正功能力明显从40.54%减少到29.82%，G3组次之，但G2组并未下降多少（42.50%和39.15%）。同时G1组髋关节做正功能力从42.53%明显增加到51.81%，G3组次之，而G2组也未有明显变化（41.67%和42.52%）。此外，在正常行走到快速行走过程中，3组下肢关节总功（＋）分别增加了41.28%、45.67%和44.14%；而总功（-）分别增加了23.67%、33.33%和29.94%（表2）。

3 分析与讨论

本研究发现，随着步速的加快，3组老年女性下肢关节力矩、功率以及关节做功都出现不同程度的增加，但从下肢关节做功角度来看，G2、G3组增量更多，提示G2、G3组在快速行走时承载更大的关节负荷。从关节负荷分配的视角来看，G1组对髋关节的功能需求更高，不仅髋关节力矩、功率峰值以及做功能力都明显高于G2、G3组，且随着步速加快，其踝关节做正功能力从40.54%减少到29.82%。进而说明，G1组在快速行走时其踝关节功能性不足，为了满足步行速度的要求，出现了近端环节向远端环节功能补偿的趋势。上述结果与本文最初的假设较为一致。

3.1 不同步行增速策略对下肢关节力矩的影响

在步速/步幅相当的正常行走时，3组老年女性下肢矢状面内的关节力矩峰值较为接近。这与前期的研究吻合，步速/步幅才是决定下肢关节力矩峰值的主要因素，并非年龄和步速（Allet et al.，2011；Ardestani et al.，2016）。虽有研究指出，在步速/步幅基本一致的前提下，采取减少着地冲击的行走方式会明显减少垂直地面反作用FZ1峰值，致使支撑初期的下肢关节力矩峰值出现显著性减小（Taji‐ma et al.，2018），这有可能是非正常步态对下肢关节动作的调整所至（Howard et al.，2013）。

图2 3组老年女性正常行走时下肢关节力矩、功率的变化Figure 2.Changes of Average(solid line)and Deviation(cloud)of Lower Extremity Joint Moments and Joint Power during Normal Speed Walking in Three Groups

人们步行过程中矢状面内的下肢关节力矩峰值通常随着步速的加快而增加（Alcock et al.，2013；Lelas et al.，2003；Schwartz et al.，2008）。本研究发现，G1组仅在支撑初期（0%～20%步态周期）的髋关节屈曲力矩峰值有显著性提高，这也间接证实了一个论点，步幅才是引起关节力矩峰值发生明显变化的关键变量，并非步速或年龄的问题（Allet et al.，2011；Ardestani et al.，2016）。快速行走过程G2、G3组踝关节背屈力矩、膝关节屈曲力矩峰值明显高于G1组。与前人研究较为相似，20名健康成年人通过加快步频（减小步幅）的步行方式，将使其下肢踝和膝关节力矩峰值出现明显减小（Allet et al.，2011）。究其原因，G1组在快速行走过程中的FZ1、FZ2峰值明显低于G2组。从侧面说明，步幅较小的G1组在快速行走过程中，其支撑末期的FZ2和支撑初期的FZ1峰值较小，进而致使其踝关节背屈力矩、膝关节屈曲力矩峰值分别明显低于G2组。这也佐证一个结论，通过减小VGRF峰值的步行策略减小其下肢关节力矩的峰值（Tajima et al.，2018）。此外，G1组的髋关节屈曲力矩峰值却明显高于G2和G3组，这与他人的研究结果相一致：随着增龄或下肢肌肉力量（踝关节跖屈肌）出现功能性不足，将造成其步幅的减小、髋关节屈曲力矩随之增大（Allet et al.，2011；Ardestani et al.，2016），而且髋关节伸肌力矩的显著增加可能与踝关节跖屈肌力矩的不足有关（DeVita et al.，2000）。但与年轻人相比，老年人步态异常主要源于下肢踝关节跖屈肌力量不足和髋关节伸展受限。因此，曾有研究指出，通过加强老年人髋关节屈肌的拉伸练习，以及踝关节跖屈肌的向心抗阻训练来改善老年人的髋关节活动范围和步行能力（Allet et al.，2011；Anderson et al.，2014；Ardestani et al.，2016），进而在一定程度上预防跌倒发生。

3.2 不同步行增速策略对下肢关节功率和关节做功的影响

通常利用老年人下肢关节功率及关节做功来说明其身体机能水平，以及引起步态异常的力学机制（Anderson et al.，2014；Cofre et al.，2011；Umberger et al.，2007）。本研究发现，3组老年女性在正常行走过程中，下肢关节功率峰值、关节做功较为相似。这与他人的研究结果较为一致，人们正常行走过程下肢关节功率和关节做功主要取决于步速和步幅（Slider et al.，2008）。但G1组踝关节功率峰值和关节做功小于G2、G3组，与此同时其髋关节功率峰值和关节做功大于G2、G3组。这源于三者踝关节跖屈肌力矩、髋关节伸肌力矩（Kerrigan et al.，1998；Um‐berger et al.，2007）和角速度（李旭鸿等，2019）的差异所致。Anderson等（2014）指出，在正常行走过程中，踝关节跖屈肌力矩些许的差异也会改变步态模式。

表2 受试对象正常行走和快速行走过程中地面反作用力、下肢关节力矩、功率峰值以及关节做功比较Table 2 Comparison of GRF，Lower Extremity Joint Moments，Joint Power and Joint Work between Normal and Fast Speed Walking M±SD

在快速行走过程，G1组老年女性踝关节做正功能力低于G2、G3组，髋关节所做正功又高于G2、G3组。这与他人的研究类似，随着年龄的增加，老年人踝关节跖屈肌不足（DeVita et al.，2000；Monaco et al.，2009；Slider et al.，2008）在快速行走过程将增加髋关节支撑初期的屈肌功率和做功（Anderson et al.，2014；DeVita et al.，2000；Slider et al.，2008），或者是支撑末期的髋关节伸肌功率和做功来弥补（Cofre et al.，2011；Monaco et al.，2009）。只不过与年轻人相比，老年人为了满足步速的功能需求几乎动用了全部能量，没有多余的能力应对突发情况，进而增加发生跌倒的风险（Samuel et al.，2013）。

图3 3组老年女性快速行走时下肢关节力矩、功率变化Figure 3.Changes of Average(solid line)and Deviation(cloud)of Lower Extremity Joint Moments and Joint Power during Fast SpeedWalking in Three Groups

3.3 不同步行增速策略对下肢关节功能补偿的影响

研究表明，与青年人相比，步幅减小、步频加快的增速模式会减少对老年人踝关节跖屈肌的功能需求（Kerrig‐an et al.，1998），而且随着步速的加快，下肢关节的能量产生会出现向远端环节补偿的趋势。下肢踝关节跖屈肌较大的老年女性，尤其是G2组，不管是正常行走还是快速行走过程中，起主导作用的是踝和髋关节来推动身体前进，但其膝关节力矩也明显高于G1组，这在一定程度上加重了膝骨内侧关节炎的发生和损伤加重的进程（Mi‐yazaki et al.，2002）。

不管是正常行走还是快速行走，3组老年女性下肢关节的能量吸收均是以膝关节为主，且随着速度的加快，膝、髋关节的能量吸收有所增加，踝关节则略微减少（Co‐fre et al.，2011）。另外，我们注意到，3组老年女性在正常行走过程的能量吸收是以支撑末期的K3为主。Winter（1983）曾指出，在步态周期60%左右，膝关节开始快速屈曲，此刻股四头肌主要负责能量吸收，且随腿摆动高度的增加而减弱。在快速行走过程中，以支撑初期的K1和摆动末期的K4为主，这从侧面表明，支撑初期的股四头肌、摆动末期的腘绳肌离心收缩共同起主导作用（Winter，1983）。但随着增龄，老年人股四头肌和腘绳肌的功能能力都出现不同程度的衰退，有可能会减弱其身体姿势的控制能力，进一步增加跌倒的风险（Cadore et al.，2013；Gao et al.，2019）。

3.4 研究局限性及研究展望

局限性：1）受试人群都是健康的老年女性，且具有较好的活动能力，因此限制了研究结果向其他人群的进一步推广。2）仅针对矢状面内的下肢关节负荷进行研究，并未涉及到额状面和水平面。3）应针对其下肢关节的最大能力和肌肉力量进行准确量化，进一步明确下肢关节的功能补偿机制。4）步态动作虽然较为平缓，但测力台的原始动力学数据在数模转换时进行低通滤波处理，仍有可能造成信号丢失，进而影响研究结果。

研究展望：1）健康老年男性快速行走是否也会出现类似的结果，尚不得而知，性别、健康与否在选择增速策略上存在哪些差异，以及步速和增速策略之间是否有交互作用，仍需进一步研究和探讨。2）目前，针对老年人群步态的生物力学研究较少涉及力矩、功率以及关节做功，导致很难深入探讨和全面理解增龄带来的老年人下肢关节功能性不足，以至于无法形成共识。