健康人和偏癱患者腰骶部外力干擾下的平衡特征研究

王盛，朱奕，王彤

臨床上確定患者是否已達到三級平衡，是通過檢查者向不同方向予受檢者施加外力，以粗略地觀察其平衡反應能力。前期研究通過與姿勢應力試驗(Postural Stress Test，PST)的平衡策略量表對比，證實了骶骨定標法可以應用于偏癱患者的三級平衡檢測[1-2]。該部分研究通過采用骶骨定標法，觀察和分析健康人和偏癱患者在前后左右四個方向施加不同的外力后，其三級平衡功能變化的軌跡，以進一步闡明健康人、偏癱患者的三級平衡變化特點和規律，為指導平衡訓練提供依據。

1 資料與方法

1.1 一般資料 招募10名腦損傷偏癱患者；所有腦損傷患者均具備以下條件：生命體征平穩，CT或MRI證實單側局部腦組織損傷，典型的偏側肢體癱瘓，具備站立位三級平衡(充分或不充分)，無感知覺及認知障礙，能保持無支持站立1min以上及室內獨立步行。10名患者中男性7例，女性3例；年齡(42.60±13.01)歲；身高(167.00±5.66)cm；體重(72.00±8.37)kg；左側偏癱6例，右側偏癱4例；病程(92.60±77.50)d。同時招募10名健康成年志愿者。男性5例，女性5例；年齡(28.70±4.30)歲；身高(167.10±6.62)cm；體重(60.90±12.30)kg。

1.2 方法

1.2.1 試驗儀器 ①三維運動分析系統(Eagle digital system，motion analysis corporation，USA)：研究采用三維運動分析系統(Motion Analysis,美國)，由六臺攝像機組成的紅外線攝像系統，采集頻率為60～120Hz,本研究使用60Hz,采集反光標記球的軌跡,相機固定于10m×6m的運動分析實驗室四周墻上或置于三角架上，距離地面平均高度為2.2m，實驗室中央有長6m的步態走道。②姿勢應力試驗(Postural Stress Test，PST)的輔助工具：姿勢應力試驗自制裝置[1—2]，包括懸吊帶、懸吊架、高度可調的滑輪系統(自制)、香山電子廚房秤(型號EK3550，最大承重5kg，分度值1g)、砝碼及大米(確定不同大小的外力)。

1.2.2 測試程序 在三維運動分析實驗室中，應用骶骨定標法，采用改良姿勢應力試驗中的方法，向前后左右4個不同方向施加外力。操作過程：①受試者背對著高度可調的滑輪系統，雙上肢置于體側站立，睜眼，雙腳間以正常舒適的距離站立。 ②懸吊帶套在受試者雙腋下，患者跌倒時起保護作用。③一條負重帶系于受試者腰部(髂嵴最高點)，滑輪系統連接到受試者身上的帶子上，用于向前后左右4個方向施加外力。④測試時研究者站在受試者身后，提起重物(以2.0%體重開始，每次增加0.5%體重，至4.5%體重或發生跌倒)，然后使其能夠沿著滑輪軌跡下降60cm，以在受試者腰部產生一個向后的沖量； 共6個等級的重量。⑤用高速攝像機拍攝受試者對外力干擾的反應，用三維運動分析系統捕捉骶骨點的位置變化。⑥間隔1min，受試者原地轉身，進行其他三個方向的平衡測試。

2 結果

2.1 外力干擾對健康受試者平衡的影響 ① MSA：健康人組MSA向后外力干擾下身體的平均擺動幅度明顯大于向前、向左、向右等其他三個方向(P<0.05)，向前、向左、向右間比較差異無統計學意義。② MSV：健康人組MSV向后的外力干擾下的平均擺動速度明顯大于向前、向左、向右等其他三個方向(P<0.05)，向前、向左、向右間比較差異無統計學意義。見表1。

項目n向后向前向左向右MSA(mm)1030.57±20.6313.9±7.46a16.44±7.28a15.29±6.54aMSV(m/s)101.45±0.431.23±0.38a1.22±0.37a1.15±0.34a

與向后方向比較，aP<0.05

2.2 外力干擾對偏癱患者平衡的影響 ① MSA：偏癱患者向偏癱側外力干擾下的身體平均擺動幅度明顯大于其他三個方向(P<0.05)，向后的平均擺動幅度明顯大于向前及向健側(P<0.05)，但明顯小于向偏癱側(P<0.05)；而向前與向健側的外力干擾所產生的平均擺動幅度差異無統計學意義。 ②MSV：偏癱患者偏癱側與健側向的平均擺動速度的差異無統計學意義，向后與向前的平均擺動速度的差異無統計學意義；但偏癱側、健側與向后、向前的平均擺動速度明顯大于左右向的平均擺動速度(P<0.05)。見表2。

項目n向后向偏癱側向前向健側MSA(mm)1017.58±10.72bcd20.72±10.51acd11.87±5.40ab13.5±6.24abMSV(m/s)101.15±0.38bd0.95±0.28ac1.11±0.38bd0.97±0.30ac

與向后比較，aP<0.05；與向偏癱側比較，bP<0.05；與向前比較，cP<0.05；與向健側比較，dP<0.05

3 討論

身體平衡的機械性干擾實際上是產生了身體某一部分的位移，從而可能導致整個身體重心的位移，或失平衡[3]。單一肢體的小的位移，如頭部，能導致整個身體的小的肌肉反應[4]，可是整個身體的重心位移的越大，就需要更大的反應，從而在接觸面上產生一個具有方向性的特定的力以使身體重心恢復至平衡位置。機械性姿勢干擾可作用于身體的任何部位，如軀干、頭部或肢體[4- 5]。

對腰骶部施加外力干擾的相關研究國內外報道較少[6-11]。Yoshitomi等[7]描述不同級別柔道運動員的外力干擾下的平衡反應，研究也采用了wolfson等[1]和Chandler等[2]的外力干擾方法，區別在于其外力大小為體重的6%，施力部位于雙側肩胛下角水平，方向向后。其對姿勢擺動的評估采用壓力板的壓力中心(center of pressure，COP)。Holt[8]研究卒中患者的側向穩定性，分別在卒中患者身體左右兩側施加3%體重的外力，觀察受試者的地面反作用力的水平分力及骨盆的側向位移情況。

本研究采用了wolfson所描述的外力施加方法，不同在于每位受試者在前后左右四個方向分別接受2%～4.5%體重的外力干擾，將外力施加在人體的骶骨的水平(人體質心位于骶2稍前方)[9]。以往還未有研究同時對前后左右四個方向進行干擾。在預料到的外力干擾下，健康受試者前后左右四個方向上的平均擺動幅度及速度存在差異性，但前方、左右的骶骨標記點平均擺動幅度及速度相同，而當進行向后的外力干擾時，健康受試者會產生更大的平均擺動幅度及速度，說明健康受試者在此種外力干擾下向后的穩定性差，更有向后方跌倒的趨勢。

對偏癱患者的研究發現，骶骨標記點的平均擺動幅度及平均擺動速度存在差異性；在預料到的外力干擾下偏癱患者向偏癱側的平均擺動幅度最大，向后外力干擾下的平均擺動幅度又大于向前及向健側，而向前與向健側的外力干擾下的平均擺動幅度間沒有差異。說明對于偏癱患者而言向偏癱側干擾時更易出現失平衡狀況及跌倒。而向前及向健側的穩定性較好，不易發生跌倒。卒中患者比其他疾病的跌倒發生率更高[11]，其發生率在25%～39%[12-13]，Mackintosh等[14]在對卒中患者的跌倒預防研究中指出的對所有的研究對象記錄了66次跌倒，向偏癱側跌倒25次，向前跌倒19次，向后跌倒14次，向健側跌倒4次。本研究的結果也從另一個方面證實了偏癱患者向偏癱側的平均擺動幅度大，更易向偏癱跌倒。

Winter等[15]認為在冠狀面的姿勢穩定性主要受髖關節內收外展肌的激活的控制的，主要作用是交互的使髖關節負載與卸載，從而控制身體重心。Kirker等[16]在正常人的研究中發現，當外力施加于身體的左側髖部時，使得身體向左側運動時，左側的髖外展肌與右側的髖內收肌收縮，產生力量抵抗外力的干擾并把髖部移動至中立位；而當外力施加于身體的右側時，則左側的髖內收肌與右側髖外展肌收縮。所以不論哪側受力，均需要兩側的肌肉收縮產生足夠的力量控制身體運動的速度，從而維持平衡。而腦損傷偏癱患者大多數都存在偏側肢體功能障礙，這也可能部分解釋無論是外力向偏癱側還是非偏癱側骶骨標記點的平均擺動速度沒有區別。

當對健康受試者進行外力干擾時，向后平均擺動幅度及平均擺動速度最大，向后平衡穩定性差；偏癱患者向偏癱側的平均擺動幅度最大，患者當受到外力干擾時容易向偏癱側跌倒。

本研究主要從生物力學的角度，應用平均擺動幅度和平均擺動速度兩大平衡指標，評估患者的受到外力干擾的變化，并未全面討論中樞性偏癱患者站立平衡問題的影響因素，涉及視覺、本體感覺、上肢協調參與、軀干與骨盆和下肢的運動控制等；而且健康人和偏癱患者的總樣本量是有限的，下一步增大樣本量，討論平衡穩定性與上述諸多因素之間的關系。