孫嘉利,黃東鋒,歐陽(yáng)亞濤,毛玉瑢,鐘世鎮(zhèn)

站立和行走是人體最基本的運(yùn)動(dòng),重建站立和步行功能是脊髓損傷患者康復(fù)的目標(biāo)之一。而配戴交互式步行矯形器(reciprocating gait orthosis,RGO)進(jìn)行步行訓(xùn)練是康復(fù)訓(xùn)練和治療的重要組成部分。盡管對(duì)于矯形器步態(tài)訓(xùn)練的良好效果已有較多報(bào)道,但對(duì)于胸段完全性脊髓損傷(thoracic complete spinal cord injury,TCSCI)患者來(lái)說(shuō),要實(shí)現(xiàn)獨(dú)立行走的目標(biāo)仍存在很多困難和障礙[1-2]。脊髓損傷患者在步行時(shí)需要消耗更多的能量以使上肢和軀干肌群做功并帶動(dòng)雙下肢向前邁步[3]。有研究發(fā)現(xiàn),高位脊髓損傷患者穿戴矯形器進(jìn)行步行訓(xùn)練時(shí)步速相對(duì)較慢,且步態(tài)生理強(qiáng)度相對(duì)較高[4]?？陀^準(zhǔn)確的步態(tài)分析對(duì)制定有效的治療方案和判斷治療效果具有十分重要的意義。本研究應(yīng)用Vicon三維步態(tài)分析系統(tǒng)對(duì)10例TCSCI患者進(jìn)行步態(tài)測(cè)試,旨在探討脊髓損傷平面與患者步行功能之間的相關(guān)性,以及影響TCSCI患者步行能力恢復(fù)的主要指標(biāo),并為臨床康復(fù)治療提供實(shí)驗(yàn)依據(jù)。

1 材料與方法

1.1 實(shí)驗(yàn)對(duì)象 選取在本中心住院的TCSCI患者10例,其中男性 6例,女性 4例;年齡 27～46歲,平均(34.5±9.7)歲;體重 45～75 kg,平均(60.2±12.1)kg;身高 156～ 180 cm,平均(167.1±11.5)cm;受傷至測(cè)試的時(shí)間為9～37個(gè)月,平均(22.3±10.6)個(gè)月;T4-62例,T7-93例,T10-125例。按照ASIA 2000脊髓損傷分級(jí)標(biāo)準(zhǔn),所有患者均為 TCSCI(ASIA 2000-A級(jí)),雙下肢肌張力≤2級(jí)(按修改的Ashworth分級(jí)標(biāo)準(zhǔn)),無(wú)明顯呼吸及心血管系統(tǒng)并發(fā)癥,脊柱穩(wěn)定性良好。入選患者均經(jīng)過(guò)系統(tǒng)康復(fù)訓(xùn)練程序并且配戴RGO進(jìn)行步行功能訓(xùn)練至少3個(gè)月以上。

1.2 方法 采用英國(guó)Vicon遠(yuǎn)紅外線三維步態(tài)分析系統(tǒng)對(duì)患者進(jìn)行定量步態(tài)檢測(cè)與分析。該系統(tǒng)由紅外線反射標(biāo)記球(Marker)、遠(yuǎn)紅外光點(diǎn)攝像機(jī)、兩塊測(cè)力板(51 cm×46 cm)、信息轉(zhuǎn)換控制器、電腦和分析軟件(包括運(yùn)動(dòng)學(xué)、動(dòng)力學(xué)及時(shí)空參數(shù)分析軟件)等構(gòu)成。分析系統(tǒng)安裝在安靜、穩(wěn)定的環(huán)境中,并在每次測(cè)量之前進(jìn)行系統(tǒng)標(biāo)定,標(biāo)定完成后在被測(cè)試對(duì)象的體表進(jìn)行打點(diǎn)(使用Marker作標(biāo)定),打點(diǎn)位置根據(jù)不同分析軟件的要求而不同。本研究采用的Vicon Nexus 1.2步態(tài)分析軟件要求對(duì)患者的軀干及雙側(cè)下肢16個(gè)體表定位點(diǎn)進(jìn)行標(biāo)記(雙側(cè)髂前上棘、髂后上棘、大腿中點(diǎn)外側(cè)、膝關(guān)節(jié)外側(cè)中點(diǎn)、小腿中點(diǎn)外側(cè)、外踝、足跟及第1、第2跖趾關(guān)節(jié)中點(diǎn)),打點(diǎn)完畢后進(jìn)行步態(tài)檢測(cè)?；颊哕|干和助行架對(duì)地面的反作用力及髖、膝、踝關(guān)節(jié)的運(yùn)動(dòng)角度的時(shí)間連續(xù)性資料由Vicon運(yùn)動(dòng)分析系統(tǒng)采集。檢測(cè)者均接受過(guò)正規(guī)、系統(tǒng)的三維步態(tài)分析培訓(xùn),在正式測(cè)試前對(duì)本系統(tǒng)及體表定位標(biāo)記進(jìn)行組內(nèi)信度測(cè)試,證實(shí)該系統(tǒng)和測(cè)量方法均具有良好的組內(nèi)信度(ICC＞0.95)[5]。

要求:被測(cè)者以其最舒適平常的步態(tài)在室內(nèi)安全步行(1次連續(xù)步行至少10步),每個(gè)被測(cè)者均測(cè)試7～8次,然后取平均值作為測(cè)量結(jié)果。步態(tài)分析測(cè)試軌道長(zhǎng)10 m,每次測(cè)試時(shí)被測(cè)者有1～2 m的適應(yīng)性行走距離。收集到被測(cè)者在規(guī)定的軌道內(nèi)行走的運(yùn)動(dòng)信息后經(jīng)分析軟件自動(dòng)數(shù)字化建立三維坐標(biāo)圖,分析處理后可直接獲得所需要的運(yùn)動(dòng)學(xué)和時(shí)空參數(shù),包括步速、步頻、跨步長(zhǎng)、髖關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)角度范圍、髖關(guān)節(jié)角速度、助行架對(duì)地面的壓力(壓力峰值和壓力均值)。步頻由同一足跟先后兩次著地之間的時(shí)間間隔計(jì)算得出,足跟著地則是根據(jù)被測(cè)者軀體對(duì)地面的反作用力進(jìn)行檢測(cè)。跨步長(zhǎng)是由兩個(gè)連續(xù)的步行周期中第1、第2跖趾關(guān)節(jié)中點(diǎn)Marker之間的距離計(jì)算求出。

主要結(jié)局觀察指標(biāo):患者的SCI平面與其步行能力的相關(guān)性。

1.3 統(tǒng)計(jì)學(xué)分析 采用SPSS 12.0統(tǒng)計(jì)軟件進(jìn)行統(tǒng)計(jì)分析。所有參數(shù)均為所測(cè)指標(biāo)的平均值。運(yùn)動(dòng)學(xué)和時(shí)空參數(shù)與SCI平面之間的相關(guān)性進(jìn)行Spearman秩和相關(guān)系數(shù)分析。

2 結(jié)果

2.1 運(yùn)動(dòng)學(xué)和時(shí)空參數(shù) 步速、步頻和跨步長(zhǎng)分別為(17.14±1.95)m/min、(37.4±2.15)步/min和(91.6±9.09)cm;助行架的壓力峰值和壓力均值分別為(3.48±0.47)N/kg和(0.41±0.06)N/kg/s;髖關(guān)節(jié)擺動(dòng)角度及髖關(guān)節(jié)伸展和屈曲時(shí)相的角速度分別為(42.57°±5.43°),(20.88°±2.18°)/s和(124.75°±9.31°)/s。

圖1 步速與SCI平面之間的相關(guān)性

圖2 髖關(guān)節(jié)擺動(dòng)角度與SCI平面之間的相關(guān)性

2.2 SCI平面與各參數(shù)之間的關(guān)系 與SCI平面有較強(qiáng)相關(guān)性的參數(shù)有:步速(r=0.80,P＜0.01),跨步長(zhǎng)(r=0.78,P＜0.01),助行架的壓力峰值(r=0.82,P＜0.01),髖關(guān)節(jié)擺動(dòng)角度(r=0.77,P＜0.01)。通過(guò)Spearman秩和相關(guān)系數(shù)分析發(fā)現(xiàn),助行架的壓力均值(r=-0.67,P＜0.05)和髖關(guān)節(jié)伸展的角速度(r=0.75,P＜0.05)與SCI平面之間也存在著較強(qiáng)的相關(guān)性。步速和髖關(guān)節(jié)擺動(dòng)角度與SCI平面之間的相關(guān)性分別見(jiàn)圖1和圖2。

3 討論

本研究顯示,TCSCI患者的脊髓損傷平面與其RGO步態(tài)之間存在著顯著的相關(guān)性。參與測(cè)試患者的SCI節(jié)段范圍在T4～T12之間,包含支配軀干肌群的若干神經(jīng)解剖平面。如支配腹部肌群和髂腰肌的脊髓節(jié)段,在 T12節(jié)段SCI患者中,這些神經(jīng)節(jié)段保存完好;但對(duì)于T4節(jié)段SCI患者,其支配軀干肌群的脊髓平面則是受損的[6]。本研究結(jié)果顯示,TCSCI患者的軀干殘留運(yùn)動(dòng)功能的程度主要取決于SCI平面的高低。

正常人在步行時(shí),身體重心做上下約5°的移動(dòng),而骨盆做幅度約8°左右的前后旋轉(zhuǎn);身體重心移動(dòng)范圍小而穩(wěn)定是正常步態(tài)流暢的原因[7-8]。但TCSCI患者配戴RGO行走時(shí)總是先將體重轉(zhuǎn)移到一側(cè)下肢,在抬起上身的同時(shí)用助行架撐地,利用身體重心的大幅度轉(zhuǎn)移使另一側(cè)癱瘓的肢體向前移動(dòng)。膝關(guān)節(jié)在步態(tài)周期中始終處于伸直位是矯形器步態(tài)與正常步態(tài)的區(qū)別之一。由于RGO髖關(guān)節(jié)聯(lián)動(dòng)器的杠桿作用,患者的身體重心偏向并轉(zhuǎn)移到一側(cè)下肢,從而帶動(dòng)對(duì)側(cè)下肢向前邁步[9]。因此,SCI患者軀干肌肉的收縮及雙上肢的代償支撐運(yùn)動(dòng)對(duì)于促進(jìn)髖關(guān)節(jié)的擺動(dòng)運(yùn)動(dòng)起到至關(guān)重要的作用。高位胸段脊髓損傷患者的髖關(guān)節(jié)擺動(dòng)角度較低節(jié)段患者減小,這也說(shuō)明高位胸段脊髓損傷患者由于其軀干和髖關(guān)節(jié)周圍肌群的癱瘓,使得上半身(軀干)的運(yùn)動(dòng)不足以帶動(dòng)下肢的向前擺動(dòng)。關(guān)于助行架對(duì)地面的壓力,其壓力峰值與SCI平面之間呈負(fù)相關(guān);這表明,高位胸段脊髓損傷患者為了代償軀干周圍肌群的癱瘓狀態(tài),在行走時(shí)其雙上肢要比低位胸段脊髓損傷患者做更多的功,對(duì)地面產(chǎn)生更大的壓力。因此,高位胸段脊髓損傷患者步速較慢的主要原因在于其髖關(guān)節(jié)擺動(dòng)幅度的受限和雙上肢的過(guò)度負(fù)載。

臨床實(shí)踐表明,胸段完全性脊髓損傷患者在配戴RGO進(jìn)行步行訓(xùn)練時(shí),減少過(guò)度的生理載荷對(duì)于維持其實(shí)用的RGO步態(tài)是非常重要的。在以往的研究中,已有研究者嘗試使用功能性電刺激(functional electrical stimulation,FES)的方法幫助截癱患者實(shí)現(xiàn)有效的RGO步態(tài)[10]。盡管有研究提出,FES的有效性是基于對(duì)癱瘓肢體肌肉的額外收縮來(lái)實(shí)現(xiàn)的[11],但在目前臨床應(yīng)用過(guò)程中,FES的使用如果不能很好地與SCI患者的主動(dòng)運(yùn)動(dòng)相配合,也很難成為一種有效降低RGO步態(tài)中過(guò)度生理負(fù)荷的手段[12]。SCI患者除了要進(jìn)行常規(guī)系統(tǒng)的康復(fù)訓(xùn)練以外,還要根據(jù)他們不同的損傷平面以及年齡、性別、身體狀況等綜合因素,給予個(gè)體化綜合康復(fù)訓(xùn)練措施[13]。我們應(yīng)當(dāng)對(duì)SCI患者日常生活中的非規(guī)范行為給予指導(dǎo),并在康復(fù)訓(xùn)練中強(qiáng)化其逐漸減弱的殘存生理機(jī)能,從而達(dá)到降低其所承受的過(guò)度生理負(fù)荷的目的。

總之,TCSCI患者雙上肢的過(guò)度負(fù)載和髖關(guān)節(jié)擺動(dòng)幅度的受限是其步行能力受限的主要原因。因此,應(yīng)對(duì)他們進(jìn)行一些減負(fù)的康復(fù)訓(xùn)練方法,從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,黃東鋒,毛玉瑢,等.腦卒中患者步行時(shí)軀體運(yùn)動(dòng)的三維運(yùn)動(dòng)學(xué)研究[J].中國(guó)康復(fù)醫(yī)學(xué)雜志,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.