王鐵強(qiáng)，王晶，張旻，王學(xué)宗，趙詠芳

步態(tài)分析是通過(guò)生物力學(xué)手段了解人體在行走過(guò)程中下肢各個(gè)關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)學(xué)，動(dòng)力學(xué)及肌肉的變化，進(jìn)而指導(dǎo)疾病的評(píng)估及治療的一種技術(shù)手段。該技術(shù)除了可用于臨床診斷外也可用于療效評(píng)估以及相關(guān)治療的機(jī)理研究[1]。近年來(lái)，隨著生物力學(xué)采集技術(shù)的不斷改進(jìn)以及反向動(dòng)力學(xué)模型的不斷完善，三維步態(tài)技術(shù)已大量的運(yùn)用于各類疾病的診斷、評(píng)估及治療[2-3]，然而，影響三維步態(tài)分析結(jié)果的因素有許多，包括：實(shí)驗(yàn)室的設(shè)置(系統(tǒng)坐標(biāo)原點(diǎn)及測(cè)力臺(tái)的設(shè)定)，下肢運(yùn)動(dòng)學(xué)模型的選擇[3-4]，實(shí)驗(yàn)室工作人員對(duì)于下肢骨性標(biāo)志位置的掌握程度以及測(cè)試過(guò)程中反光球貼點(diǎn)的一致性等[5]。任何測(cè)試方法運(yùn)用于臨床前都需要測(cè)試其信度，測(cè)試方法的可信度越高，越有利于發(fā)現(xiàn)臨床上重要指標(biāo)的細(xì)微變化。為此，本研究以健康人群為研究對(duì)象，測(cè)試三維步態(tài)分析系統(tǒng)在評(píng)估人體步行過(guò)程中下肢生物力學(xué)指標(biāo)的信度，為今后將三維步態(tài)分析技術(shù)運(yùn)用于不同疾病的臨床療效評(píng)估，治療方法的比較，以及干預(yù)措施的選擇提供可靠的依據(jù)。

1 資料與方法

1.1 一般資料 2017年9月～2017年11月，選取上海中醫(yī)藥大學(xué)在讀碩士研究生以及上海中醫(yī)藥大學(xué)附屬曙光醫(yī)院工作人員共13名健康志愿者作為研究對(duì)象。其中男性11名，女性2名，平均年齡(27.64±2.98)歲，平均身高(174.18±8.84)cm，平均體重(73.36±14.55)kg。所有受試者均在簽署知情同意書后進(jìn)行測(cè)試。納入標(biāo)準(zhǔn)：年齡18～40歲；近3個(gè)月無(wú)下肢外傷史；未患有影響步態(tài)的神經(jīng)肌肉疾?。灰庾R(shí)清楚能夠主動(dòng)配合完成測(cè)試。排除標(biāo)準(zhǔn)：患有其他可導(dǎo)致步態(tài)異常的神經(jīng)肌肉骨骼疾病者；不愿意主動(dòng)配合測(cè)試者。

1.2 方法 本研究采用的設(shè)備為英國(guó)VICON三維步態(tài)分析系統(tǒng)(Nexus 1.85, UK)，配有16臺(tái)Vicon T40s紅外線高速攝像機(jī)(采集頻率100Hz)，4塊AMTI三維測(cè)力臺(tái)(AMTI OR6 Series，USA)(采集頻率1000Hz)以及NORAXON (Telemyo DTS, USA)，16通道無(wú)線表面肌電圖。 模型下肢運(yùn)動(dòng)學(xué)，動(dòng)力學(xué)模型采用Cast下肢反向動(dòng)力學(xué)模型，所用靜態(tài)光標(biāo)包括左右股骨大轉(zhuǎn)子、股骨內(nèi)外上髁、內(nèi)外側(cè)踝、第1，2，5跖骨頭、足跟、髂前上棘、髂后上棘、髂棘。5組動(dòng)態(tài)Clusters 追蹤光標(biāo)分別置于雙側(cè)大腿、小腿外緣、及骨盆后側(cè)處[3]。下肢肌肉選取雙側(cè)脛前肌、腓外肌、腓內(nèi)肌、股外肌、股內(nèi)肌、股二頭肌(長(zhǎng)頭)、半腱肌[6]。實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)采集：受測(cè)者在進(jìn)行生物力學(xué)測(cè)試前進(jìn)行身高、體重、年齡、性別等基本信息記錄，隨后將44個(gè)被動(dòng)光標(biāo)按照Cast模型貼點(diǎn)方式放置在受測(cè)者的骨性標(biāo)志上，并將14組表面肌電電極置于相應(yīng)位置，囑受測(cè)者以解剖位站姿建立靜態(tài)模型(Static Model)，而后囑受測(cè)者進(jìn)行5～15次步行適應(yīng)練習(xí)，調(diào)整相應(yīng)步行測(cè)試起點(diǎn)，確保受測(cè)者以自然步行狀態(tài)經(jīng)過(guò)測(cè)力臺(tái)區(qū)域時(shí)能夠達(dá)到每次一側(cè)足部只接觸一塊測(cè)力臺(tái)(不得有雙側(cè)足部同時(shí)接觸同一測(cè)力臺(tái)，或一側(cè)足部不充分接觸測(cè)力臺(tái))。隨后開(kāi)始正式步態(tài)測(cè)試，并記錄10次有效運(yùn)動(dòng)數(shù)據(jù)(Dynamic trials)。首次測(cè)試結(jié)束后囑受試者于1周內(nèi)保持一般活動(dòng)量，并于1周后約同一時(shí)間復(fù)測(cè)。采集完原始數(shù)據(jù)后，在Vicon Nexus 1.8.5系統(tǒng)內(nèi)對(duì)所有光標(biāo)進(jìn)行標(biāo)記，隨后刪除雜點(diǎn)，并輸出為C3D格式文件至Visual 3D軟件(Version 6.01.16, C-Motion, USA)進(jìn)行處理。光標(biāo)數(shù)據(jù)采用6Hz低通濾波過(guò)濾。測(cè)力臺(tái)，關(guān)節(jié)力矩?cái)?shù)據(jù)采用25Hz低通濾波過(guò)濾。表面肌電圖數(shù)據(jù)采用20Hz高通濾波過(guò)濾，隨后進(jìn)行水平翻轉(zhuǎn)并采用6Hz低通濾波過(guò)濾得到平滑曲線，最后將所有數(shù)據(jù)輸出為ASCII格式文件。 數(shù)據(jù)選取雙側(cè)膝關(guān)節(jié)，髖關(guān)節(jié)，踝關(guān)節(jié)在矢狀面，冠狀面上的運(yùn)動(dòng)學(xué)，動(dòng)力學(xué)參數(shù)、地面反作用力、以及雙側(cè)脛前肌、腓外肌、腓內(nèi)肌、股外肌、股內(nèi)肌、股二頭肌(長(zhǎng)頭)、半腱肌在步行過(guò)程中收縮的波幅峰值(mV)作為觀察指標(biāo)。

1.3 統(tǒng)計(jì)學(xué)方法 使用SPSS 16.0 (IBM Corporation, USA)以及Microsoft Excel 2016版軟件進(jìn)行數(shù)據(jù)處理與統(tǒng)計(jì)分析。受測(cè)者在不同時(shí)間段的步速，下肢運(yùn)動(dòng)學(xué)，動(dòng)力學(xué)及表面肌電圖重復(fù)測(cè)試結(jié)果一致程度采用組內(nèi)相關(guān)系數(shù)(Intraclass Correlation Coefficient, ICC)進(jìn)行比較，用以評(píng)估測(cè)試的相對(duì)信度。其中ICC值≥0.75被認(rèn)為可信度很好，0.60≤ICC<0.75認(rèn)為可信度較好，0.40≤ICC<0.60認(rèn)為可信度可，ICC<0.40則認(rèn)為可信度低[7-8]。采用測(cè)量標(biāo)準(zhǔn)誤(standard error of measurement, SEM)衡量下肢運(yùn)動(dòng)學(xué)，動(dòng)力學(xué)及表面肌電圖的絕對(duì)信度。其中SD(All)為前后兩次測(cè)試結(jié)果的標(biāo)準(zhǔn)差。得到SEM數(shù)值后，將其除以兩次測(cè)試的平均值，隨后以百分比的形式記錄，SEM%=(SEM/mean)×100[9]。

2 結(jié)果

本研究采用ICC進(jìn)行重復(fù)測(cè)試的相對(duì)信度研究，結(jié)果顯示:步速重復(fù)性(ICC:0.93)，絕對(duì)信度(SEM%:2.27)較好，見(jiàn)表1。髖關(guān)節(jié)、膝關(guān)節(jié)、踝關(guān)節(jié)在矢狀面，冠狀面上最大運(yùn)動(dòng)角度及力矩均呈現(xiàn)良好的重復(fù)性(ICC:0.78～0.95)及絕對(duì)信度(SEM%:4.18～21.82),見(jiàn)表2，3；地面反作用力垂直方向，內(nèi)側(cè)方向及前后方向重復(fù)性(ICC:0.91～0.95)，絕對(duì)信度(SEM%:1.70～16.67)較好，見(jiàn)表4；股外肌、股內(nèi)肌、半腱肌、股二頭肌(長(zhǎng))、脛前肌、腓內(nèi)肌、腓外肌肉表面肌電波幅峰值也均呈現(xiàn)出較好的重復(fù)性(ICC:0.88～0.96)及絕對(duì)信度(SEM%:8.00～11.11)，見(jiàn)表5。

表1 時(shí)間空間參數(shù)測(cè)試結(jié)果

完整步態(tài)周期中的最大關(guān)節(jié)角度首測(cè)(°)重測(cè)(°)ICC(95% IC)SEM(°)SEM(%)髖關(guān)節(jié)屈曲角度27.75±6.6126.52±6.220.91(0.78～0.96)2.137.85髖關(guān)節(jié)伸角度 -13.33±4.64-14.35±4.640.84(0.63～0.93)1.8413.29髖關(guān)節(jié)內(nèi)收角度7.77±2.568.97±2.700.88(0.72～0.96)0.9210.99髖關(guān)節(jié)外展角度-7.62±3.17-6.11±2.920.92(0.81～0.97)0.8812.82膝關(guān)節(jié)屈曲角度58.3±4.860.7±6.10.80(0.57～0.91)2.494.18膝關(guān)節(jié)外翻角度-4.42±2.13-3.91±1.720.90(0.39～0.92)0.6114.6膝關(guān)節(jié)內(nèi)翻角度6.47±3.587.71±4.790.93(0.78～0.98)1.1115.6踝關(guān)節(jié)背屈角度10.96±3.1013.43±2.870.86(0.72～0.94)1.169.51踝關(guān)節(jié)跖屈角度-19.69±7.85-16.96±7.910.85(0.67～0.93)3.0716.75踝關(guān)節(jié)內(nèi)翻角度9.14±3.2710.49±3.390.80(0.55～0.92)1.5015.28踝關(guān)節(jié)外翻角度-3.93±2.35-3.16±2.380.95(0.86～0.98)0.5314.9

支撐相中最大力矩首測(cè)(Nm/kg)重測(cè)(Nm/kg)ICC(95% IC)SEM(Nm/kg)SEM(%)髖關(guān)節(jié)伸力矩 0.96±0.240.91±0.240.86(0.70～0.94)0.044.28髖關(guān)節(jié)內(nèi)收力矩0.87±0.180.78±0.170.84(0.62～0.94)0.1821.82膝關(guān)節(jié)屈膝力矩0.55±0.240.52±0.210.86(0.67～0.94)0.078.79膝關(guān)節(jié)內(nèi)收力矩0.38±0.100.37±0.110.78(0.53～0.91)0.025.33踝關(guān)節(jié)背伸力矩1.47±0.121.55±0.160.89(0.74～0.95)0.053.31踝關(guān)節(jié)外翻力矩0.17±0.090.16±0.090.86(0.68～0.94)0.0318.18

支撐相中最大地面反作用力首測(cè)(BW)重測(cè)(BW)ICC(95% IC)SEM(BW)SEM(%)地面反作用力(垂直)1.18±0.091.17±0.070.94(0.84～0.97)0.021.70地面反作用力(內(nèi)側(cè))0.06±0.020.06±0.010.91(0.78～0.96)0.0116.67地面反作用力(推進(jìn))-0.19±0.04-0.19±0.040.96(0.77～0.96)0.015.26地面反作用力(阻礙)0.22±0.040.21±0.030.95(0.88～0.98)0.014.65

步態(tài)周期中肌肉收縮峰值首測(cè)(mV)重測(cè)(mV)ICC(95% IC)SEM(mV)SEM(%)股外肌0.11±0.040.10±0.040.88(0.72～0.95)0.019.52股內(nèi)肌0.09±0.030.09±0.020.90(0.77～0.96)0.0111.11半腱肌0.13±0.040.12±0.040.89(0.74～0.95)0.018.00股二頭肌(長(zhǎng))0.09±0.030.09±0.040.88(0.73～0.95)0.0111.11脛前肌0.21±0.100.18±0.090.96(0.91～0.98)0.0210.26腓內(nèi)肌0.23±0.070.22±0.070.93(0.84～0.97)0.028.89腓外肌0.26±0.120.24±0.100.92(0.81～0.97)0.028.00

ICC：組內(nèi)相關(guān)系數(shù)；SEM：測(cè)量標(biāo)準(zhǔn)誤；MDC：最小可檢測(cè)變化

3 討論

近年來(lái)隨著反向動(dòng)力學(xué)模型的不斷完善以及三維運(yùn)動(dòng)捕捉技術(shù)的不斷進(jìn)步，三維步態(tài)分析技術(shù)在科研及臨床上的應(yīng)用越來(lái)越廣泛[2-4]。然而，三維步態(tài)分析技術(shù)結(jié)果的可靠性受較多因素的影響，如：下肢反向動(dòng)力學(xué)模型的選擇，實(shí)驗(yàn)室的設(shè)置(三維測(cè)力臺(tái)的參數(shù)設(shè)定，紅外線攝像機(jī)在三維空間內(nèi)坐標(biāo)的校準(zhǔn))，以及研究人員對(duì)下肢骨性標(biāo)志位置的掌握程度以及測(cè)試過(guò)程中反光球貼點(diǎn)的一致性等[5]。因此，在實(shí)驗(yàn)室建立過(guò)程中，下肢生物力學(xué)參數(shù)重測(cè)信度顯得尤為重要。然而，迄今為止，國(guó)內(nèi)還尚未有同時(shí)測(cè)定下肢運(yùn)動(dòng)學(xué)，動(dòng)力學(xué)，地面反作用力，表面肌電信號(hào)重復(fù)性的相關(guān)研究報(bào)道，因而，下肢生物力學(xué)參數(shù)的重測(cè)信度的研究顯得極為迫切。

已有研究顯示，步速的變化會(huì)對(duì)下肢關(guān)節(jié)的運(yùn)動(dòng)學(xué)及動(dòng)力學(xué)及地面反作用力參數(shù)產(chǎn)生影響。步速越高，步行時(shí)的最大關(guān)節(jié)角度，關(guān)節(jié)力矩及地面反作用力也隨之增高[10]。本實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明，兩次測(cè)試時(shí)受測(cè)者的步行速度重復(fù)性較好ICC(0.93)，因此，其運(yùn)動(dòng)學(xué)，動(dòng)力學(xué)，地面反作用力及表面肌電信號(hào)參數(shù)具有可比性。常見(jiàn)的下肢反向動(dòng)力學(xué)模型包括有Helen Hayes(HH)和Cast模型[11-12]，但兩者之間存在較大的差異。早期的步態(tài)分析設(shè)備由于紅外線攝像頭像素較低，無(wú)法準(zhǔn)確的分辨兩個(gè)距離較近的光標(biāo)，因而，步態(tài)分析檢測(cè)往往使用HH模型。該模型的特點(diǎn)是使用光標(biāo)較少，且光標(biāo)之間距離較遠(yuǎn)。然而，由于該模型僅僅使用一個(gè)追蹤光標(biāo)代表一個(gè)剛體在三維空間的自由運(yùn)動(dòng)，因此，只能進(jìn)行三度自由運(yùn)動(dòng)的測(cè)試(Three degrees of freedom, 3DoF)，即在X，Y，Z三軸上的運(yùn)動(dòng)，而無(wú)法準(zhǔn)確計(jì)算圍繞X，Y，Z三軸的運(yùn)動(dòng)：α，β，γ，因此，無(wú)法計(jì)算剛體在三維空間中的六度自由運(yùn)動(dòng)軌跡(Six degrees of freedom, 6DoF)[11]。之前已有研究證實(shí)使用HH模型會(huì)產(chǎn)生較大的誤差[13-14]。本研究采用Cast下肢反向動(dòng)力學(xué)模型進(jìn)行測(cè)試，研究結(jié)果顯示：矢狀面，冠狀面的運(yùn)動(dòng)學(xué)，動(dòng)力學(xué)及地面反作用力參數(shù)均呈現(xiàn)良好的重復(fù)性ICC(0.76～0.96)[7]。這與Kadaba等[15]的研究結(jié)論相吻合。然而，Kadaba等[15]對(duì)40名健康人在正常步行過(guò)程中的下肢運(yùn)動(dòng)學(xué)，動(dòng)力學(xué)及表面肌電信號(hào)進(jìn)行重測(cè)信度研究時(shí)采用多重相關(guān)系數(shù)(coefficient of multiple correlation, CMC)進(jìn)行比較，而該方法存在一個(gè)顯著的缺點(diǎn)，即容易受到測(cè)量參數(shù)本身大小的影響，如膝關(guān)節(jié)在矢狀面上的最大屈曲角度較大，則該變量的CMC數(shù)值相對(duì)較高，而膝關(guān)節(jié)在冠狀面上的內(nèi)外翻角度較小則CMC較小，因此，相較于Kadaba[15]的研究，本研究的結(jié)果顯得更為可靠。

運(yùn)動(dòng)學(xué)參數(shù)除了有著較好的重復(fù)性外，前后兩次測(cè)試平均值差異最為顯著的為踝關(guān)節(jié)最大跖屈角度(2.73°)，雖然有部分學(xué)者認(rèn)為運(yùn)動(dòng)學(xué)參數(shù)重復(fù)性測(cè)試兩次差異應(yīng)<2°為佳[16]， 但絕大部分研究結(jié)果提示兩次測(cè)試間的差異在2°～5°屬于可接受范圍[17-18]。

除了運(yùn)動(dòng)學(xué)參數(shù)外，兩次測(cè)試的動(dòng)力學(xué)參數(shù)具有良好的重測(cè)信度ICC (0.78～0.89)，Nagano等[5]發(fā)現(xiàn)，確定下肢各個(gè)關(guān)節(jié)中心的光標(biāo)點(diǎn)的位置準(zhǔn)確與否將對(duì)下肢運(yùn)動(dòng)學(xué)參數(shù)產(chǎn)生巨大的影響，他們通過(guò)軟件對(duì)確定膝關(guān)節(jié)中心的骨性標(biāo)志點(diǎn)模擬后發(fā)現(xiàn)，在貼點(diǎn)過(guò)程中光標(biāo)在原有的位置向前挪動(dòng)1cm，膝關(guān)節(jié)在冠狀面上的動(dòng)力學(xué)參數(shù)可增加14.7%。而本研究發(fā)現(xiàn)兩次測(cè)試動(dòng)力學(xué)參數(shù)除了具有較好的重復(fù)性外，膝關(guān)節(jié)冠狀面力矩差異也僅為2.7%，這一結(jié)果表明研究人員已充分掌握CAST模型光標(biāo)貼點(diǎn)位置，且在兩次測(cè)試間能保持較好的一致性。

相較于運(yùn)動(dòng)學(xué)和動(dòng)力學(xué)參數(shù)，地面反作用力具有更好的重復(fù)性(0.91～0.96)，與以往的研究[15]相符。這是由于地面反作用力的變化僅與反向動(dòng)力學(xué)模型的選擇，貼點(diǎn)的準(zhǔn)確性，一致性等無(wú)關(guān)，而僅與受測(cè)者步行時(shí)的速度有關(guān)，因而相對(duì)于其他參數(shù)，其重復(fù)性往往較高。

除了運(yùn)動(dòng)學(xué)、動(dòng)力學(xué)和地面反作用力外，本實(shí)驗(yàn)的下肢肌肉表面肌電信號(hào)重復(fù)性也較好(ICC 0.88～0.96)這除了與本實(shí)驗(yàn)采用更高頻率的低通濾波截止頻率(20Hz)進(jìn)行濾波外，還可能與采用無(wú)線表面肌電圖有關(guān)。以往的研究都采用有線表面肌電圖，較長(zhǎng)的數(shù)據(jù)傳導(dǎo)線會(huì)對(duì)受測(cè)者的步行產(chǎn)生一定的阻礙[15]，因此，可能影響最終的結(jié)果，而采用無(wú)線表面肌電圖后，盡可能的減小了由于儀器所產(chǎn)生的誤差，因此，重復(fù)性更佳。以往的研究表明[19]，若SEM%<15%為可接受范圍，本研究運(yùn)動(dòng)學(xué)，動(dòng)力學(xué)，地面反作用力，表面肌電信號(hào)SEM%(為1.70%～21.82%)，除髖關(guān)節(jié)內(nèi)收力矩(21.82%)，踝關(guān)節(jié)外翻力矩(18.18%)及地面反作用力內(nèi)側(cè)方向(16.67%)略高于參考范圍外，其余均在標(biāo)準(zhǔn)范圍內(nèi)，因此，提示三維步態(tài)分析結(jié)合表明肌電圖可用于人體步行時(shí)下肢生物力學(xué)的評(píng)估。

綜上所述，三維步態(tài)分析結(jié)合三維測(cè)力臺(tái)及無(wú)線表面肌電圖在評(píng)價(jià)人體步行過(guò)程中下肢關(guān)節(jié)的運(yùn)動(dòng)學(xué)、動(dòng)力學(xué)、地面反作用力，及表面肌電信號(hào)時(shí)具有良好的重復(fù)性，這將有助于對(duì)不同患者步行功能進(jìn)行精確的量化評(píng)估，也可用于檢測(cè)患者在步行過(guò)程中下肢各個(gè)關(guān)節(jié)在矢狀面、冠狀面、水平面上所承受的應(yīng)力，及相應(yīng)肌肉的收縮時(shí)序等。使用三維步態(tài)分析技術(shù)除了可用于臨床診斷外也可為療效評(píng)估以及相關(guān)治療的機(jī)理研究提供更精確可靠的數(shù)據(jù)和理論基礎(chǔ)，因此值得進(jìn)一步推廣。