单侧下肢假肢使用者在斜坡行走过程中，不同肢体部位的侧向地面反作用力脉冲特征

《Journal of Biomechanics》：Limb-specific mediolateral ground reaction force impulses during cross-slope walking in unilateral lower-limb prosthesis users

　　**Genki Hisano | Xavier Bonnet | Kevin Arribart | Joseph Bascou | Marie Thomas-Pohl | Isabelle Loiret | Helene Pillet**

**人类生物力学研究所（Georges Charpak），巴黎应用科学技术学院（EPF）工程系，巴黎索邦大学北校区，法国巴黎**

**摘要**
在冠状倾斜（横向坡度）表面上行走时，会施加向下的重力冲力，必须通过向上的内侧-外侧（ML）地面反作用力（GRF）来抵消这些冲力，以维持稳定的直线行走状态。本研究探讨了股骨截肢（TFPU）和胫骨截肢（TTPU）患者如何在横向坡度上行走时调节特定肢体的ML GRF冲力。参与者包括12名TFPU患者（12名男性）、12名TTPU患者（11名男性和1名女性）以及14名健康对照组（6名男性和8名女性），他们在装有传感器的倾斜走道上以自选速度行走。地面反作用力数据被记录下来，并转换到一个与表面对齐的坐标系统中进行分析。计算了每条腿在支撑阶段向上的ML GRF冲力，并将每次步行的总向上ML冲力与理论上的向下重力冲力进行了比较。此外，还使用一维统计参数映射方法分析了不同组别之间的向上和向下ML GRF分布差异以及时间变化趋势。

**引言**
在横向坡度上行走对单侧下肢截肢者来说是一个常见且具有挑战性的日常活动。这种侧向倾斜会导致腿部长度的差异，即使对于健康个体也需要采取补偿策略。通常，向上行走的腿会采用外翻的踝关节位置，而向下行走的腿则会采用内翻的踝关节位置，以实现脚掌与地面的平贴接触（Damavandi等人，2010年；Breloff等人，2019年）。然而，大多数假肢组件都是为水平地面和矢状面运动设计的，针对前额面的适应性假肢研究仍然有限（Tulchin和Cummings，2010年；Kim等人，2018年；Yeates等人，2018年；Altenburg等人，2021年；Galindo Leon等人，2022年）。因此，单侧下肢截肢者在穿越横向坡度时必须采用特定于肢体的补偿机制。胫骨截肢患者在向上行走时，通常会表现出髋关节和膝关节的屈曲增加，同时减少向下行走的完整膝关节的屈曲（Pillet等人，2014年；Villa等人，2017年；Sinitski等人，2022年）。而股骨截肢患者由于缺乏生物膝关节和踝关节，更多依赖跳跃步态（Villa等人，2015年）、髋关节抬高动作（Villa等人，2017年）以及上半身的协调调整（Persine等人，2023年）来进行补偿。尽管先前的研究关注了关节和节段的补偿机制，但在横向坡度上维持直线行走的生物力学基础仍不够明确。

**方法**
1. **参与者**
共有12名股骨截肢患者（12名男性，平均年龄40.3±9.6岁，身高1.75±0.08米，体重75.6±10.5公斤）、12名胫骨截肢患者（1名女性和11名男性，平均年龄51.3±12.5岁，身高1.75±0.04米，体重81.8±13.7公斤）以及14名健康对照组（8名女性和6名男性，平均年龄49.1±18.0岁，身高1.71±0.10米，体重65.2±11.0公斤）参与了本研究。参与者特征详见表1。招募标准包括：1）无神经肌肉疾病；2）两侧下肢功能无显著限制；3）截肢等级为K2或以上（Gailey等人，2002年）；4）日常活动中不使用助行器具行走。所有参与者均签署了书面知情同意书，并获得了巴黎法兰西岛第六区委员会的伦理批准（批准编号n°79-11）。

2. **实验程序和数据收集**
参与者身体关键部位安装了54个反射标记（Pillet等人，2014年）。使用光电系统（VICON 8i，100 Hz，Oxford Metrics，英国牛津）采集三维坐标数据。地面反作用力通过两个力板（AMTI，美国马萨诸塞州沃特敦）以100 Hz的采样率进行测量。这种采样率足以满足本研究对地面反作用力冲力的分析需求，因为行走过程中的地面反作用力冲力受采样频率影响较小（Renner等人，2022年）。参与者以舒适的自选速度在10%倾斜的6.2米长走道上行走，该走道包含四个独立的模块（Pillet等人，2014年；Villa等人，2015年；Villa等人，2017年）。10%的倾斜角度对应于0.10米的水平距离变化（即每1.0米横向距离高度变化0.10米，相当于5.7°）。每种配置下至少记录了四次有效数据，根据哪条腿位于下坡侧进行分类（截肢者分为“向下截肢”和“向下完整肢体”组；健康对照组分为“向下左腿”和“向下右腿”组）。每次试验中，参与者用双腿完整接触力板。

3. **数据分析和处理**
分析了每位参与者两次用整个脚接触力板时的地面反作用力数据，包括完整肢体和假肢肢体。收集的地面反作用力数据根据每位参与者的总体重进行了归一化处理。初始接触和脚尖离地时刻分别通过垂直地面反作用力大于或小于16牛顿来定义。由于力板安装在刚性倾斜表面上，我们通过旋转坐标系使地面反作用力转换到一个与表面对齐的坐标系统中，使ML轴与表面平行。计算了每条腿的ML GRF冲力（将向上方向定义为正方向），即支撑阶段内ML GRF的时间积分：
$$
JML,l = \int_{t_{IC,l}}^{t_{TO,l}}FML,l \, dt
$$
总ML GRF冲力（$J_{totalML}$）为假肢肢体和完整肢体的冲力之和：
$$
J_{totalML} = \int_{t_{IC,prosthetic}}^{t_{TO,prosthetic}} FML,prosthetic \, dt + \int_{t_{IC,intact}}^{t_{TO,intact}} FML,intact \, dt
$$
重力冲力（$J_{ML,g}$）计算公式为：
$$
J_{ML,g} = m \cdot g \cdot \sin(\theta) \cdot T_{gait_cycle
$$
由于$J_{ML,g}$的方向是向下的（在我们的符号约定中为负值），因此在所有图表和统计测试中报告其向上等效值$-J_{ML,g}$。为了分解ML GRF冲力的大小和持续时间成分，还计算了每种条件和肢体的平均向上ML GRF冲力及支撑时间。同时记录了行走速度，以评估任务负荷，并因为速度会影响地面反作用力的大小和支撑时间。此外，还计算了步长和步宽（以身体高度的百分比表示）：步长为连续对侧脚跟触地点之间的距离，步宽为脚跟触地时肢体间的ML距离。假肢步长定义为从完整脚跟触地到假肢脚跟触地的距离。所有数据均基于四次试验的平均值。

4. **统计分析**
首先，比较了每组内ML GRF冲力与相应的重力冲力。然后，比较了不同组别中向下和向上肢体的分布，以了解完整肢体和假肢肢体在产生总向上ML GRF冲力方面的贡献。基于先前关于假肢侧ML力生成能力较低的证据，我们假设在特定条件下肢体贡献会偏离健康个体的模式。具体来说，当假肢位于上坡侧时（“向下截肢”组），预期假肢对总向上ML GRF冲力的贡献较小，而完整肢体贡献较大；当假肢位于下坡侧时（“向下假肢”组），预期假肢贡献较小，完整肢体需要补偿更多。此外，预计TFPU组的这种差异比TTPU组更明显。

**结论**
本研究旨在探讨单侧股骨截肢患者、胫骨截肢患者和健康对照组在横向坡度上直线行走时的ML GRF生成策略。首先，比较了整个步态周期内横向坡度表面的ML GRF和重力冲力，以评估是否满足稳定行走所需的总ML冲力平衡。其次，比较了不同组别中向下和向上肢体的分布，以了解完整肢体和假肢在产生总向上ML GRF冲力方面的贡献。根据先前的研究结果，我们假设在特定条件下肢体贡献会发生变化。显著性水平设定为p < 0.05。所有这些统计分析均使用SPSS for Windows版本26（IBM，美国纽约州阿蒙克）进行。对于每个肢体和两种坡度条件，通过一维统计参数映射（SPM）使用spm1d v0.3包（https://www.spm1d.org，基于Python 3.13实现）比较了三组（TFPU、TTPU和对照组）的ML GRF轮廓。GRFs被时间标准化到站立期的0–100%，并重新采样为51个等距节点（0–50，2%的增量）。首先在每个节点进行单向SPM{F}方差分析（ANOVA）以测试整体组间差异（α = 0.05）。当SPM{F}轨迹超过考虑时间平滑性的随机场理论临界阈值时，进行带有Bonferroni校正的事后SPM{t}测试。对于ANOVA和事后测试，应用了四个标准SPM步骤：（1）计算每个节点的测试统计量，（2）从平均时间梯度估计时间平滑性，（3）确定只有5%的等平滑随机曲线会超过的阈值，以及（4）计算任何超过阈值的簇偶然出现的概率。测试统计量保持在阈值以上的连续阶段被解释为ML GRF中显著的组间差异阶段。

3. 结果
在所有组和两种坡度配置中，总ML GRF冲量与重力冲量一致，表明稳态直线前向行走所需的步内ML冲量平衡总体上得到了满足。

3.1. 下坡和上坡肢体分布与对照组的差异
图1显示了TFPU、TTPU和对照组在下行和上行坡度条件下的ML GRF冲量分布。请注意，总冲量平衡是参与者内部的约束；因此，不需要在两个肢体上出现相等且相反的显著变化。当完整肢体位于下坡侧时，组的主效应在下行（F(2, 35) = 17.241, p < 0.001）和上行肢体（F(2, 35) = 11.556, p < 0.001）上都是显著的。TFPU和TTPU在完整肢体产生的ML GRF冲量显著大于对照组（TFPU vs.对照组：p < 0.001；TTPU vs.对照组：p < 0.001）。相反，TTPU的上行假肢产生的ML GRF冲量显著小于对照组（p < 0.001）。

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图1. 在10%坡度行走过程中，下行完整肢体（左图）和下行假肢（右图）的肢体特定ML GRF冲量（正值表示向上坡方向）。条形图显示平均值±标准差，点表示个别参与者的值。组间比较显示了TFPU、TTPU和对照组。彩色条形表示肢体侧（TFPU、TTPU：红色=假肢，蓝色=完整肢体；对照组：黑色=左，灰色=右）。星号表示与对照组有显著差异（p < 0.05）。
当假肢位于下坡侧时，组的主效应在下行肢体ML GRF冲量上也是显著的（F(2, 35) = 3.502, p = 0.041）。TFPU产生的ML GRF冲量大于对照组（TFPU vs.对照组：p = 0.037）。相比之下，上行完整肢体的ML GRF冲量没有显示出组的主效应（F(2, 35) = 1.288, p = 0.289）。

3.2. 与ML GRF冲量相关的GRF和时空参数
在平均ML GRF（下行完整肢体：F(2, 35) = 19.207, p < 0.001；上行假肢：F(2, 35) = 12.295, p < 0.001；以及步宽）中发现了显著的组效应，在两种条件下都是如此（下行完整条件：F(2, 35) = 10.862, p < 0.001；下行假肢条件：F(2, 35) = 11.873, p < 0.001）。相比之下，站立时间、步态周期时间、行走速度和步长在任何条件下组间没有显著差异。事后比较见表2。
表2. 不同组间与ML GRF冲量相关的时空和ML GRF参数（TFPU：股骨假肢用户；TTPU：胫骨假肢用户）。对于对照组，“完整”和“假肢”分别对应右肢和左肢。值为平均值±标准差。显著差异通过带有Bonferroni校正的单向ANOVA进行评估。粗体表示p < 0.05。

3.3. ML GRF轮廓的时间差异
在TFPU、TTPU和对照组中，SPM单向ANOVA揭示了两种条件和肢体下的显著不同簇（p < 0.049）。事后分析显示，图2和图3中的黑色阴影区域在TFPU和TTPU中与对照组相比有显著不同的轨迹。

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图2. 当完整肢体位于下坡侧时（下行完整条件），在10%坡度行走过程中，A）上行和B）下行肢体的ML GRF的集合平均轮廓，归一化到体重。彩色实线曲线表示TFPU（深色阴影）和TTPU（浅色阴影）的集合平均值，而虚线代表相应的健康对照组肢体。红色和蓝色分别表示假肢和完整肢体。轨迹下方的黑色阴影区域表示SPM单向ANOVA后的事后测试检测到与对照组有显著差异的阶段（p < 0.05）。

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图3. 当假肢位于下坡侧时（下行假肢条件），在10%坡度行走过程中，A）上行和B）下行肢体的ML GRF的集合平均轮廓，归一化到体重。彩色实线曲线表示TFPU（深色阴影）和TTPU（浅色阴影）的集合平均值，而虚线代表相应的健康对照组肢体。红色和蓝色分别表示假肢和完整肢体。轨迹下方的水平黑色阴影区域表示SPM单向ANOVA后的事后测试检测到与对照组有显著差异的阶段（p < 0.05）。

3.4. 前平面运动学和动力学
前平面运动学和动力学结果显示在表3、表4和图4、图5中。在两种坡度配置中，TFPU和TTPU显示的躯干前平面运动大于对照组，特别是在上行假肢肢体站立期间（下行完整）和下行假肢肢体站立期间（下行假肢）（表3；图4）。
表3. 不同组间与ML GRF冲量相关的前平面运动学参数（TFPU：股骨假肢用户；TTPU：胫骨假肢用户）。对于对照组，“完整”和“假肢”分别对应右肢和左肢。值为平均值±标准差。显著差异通过带有Bonferroni校正的单向ANOVA进行评估。粗体表示p < 0.05。

4. 讨论
我们旨在研究单侧下肢假肢用户在斜坡上直线行走时的ML GRF生成策略。总体而言，各组和条件下所需的步内ML冲量平衡总体上得到了满足。

4.1. 下行完整条件
尽管总的上行ML GRF冲量与重力冲量相当，但这些冲量的分布取决于条件和肢体位置。在下行完整条件下，TFPU和TTPU在完整肢体产生的ML GRF冲量大于对照组的相应肢体（图1）。然而，在相同条件下，TFPU的上行假肢产生的ML GRF冲量小于对照组。因此，这些结果部分符合我们的假设。
在这种配置下，TTPU和TFPU的上行假肢的平均ML GRF都小于对照组（表2）。这种减少的横向GRF生成能力与假肢的固有限制一致。在斜坡上，前平面足/踝适应（包括上行侧的踝外翻）有助于内外侧平衡和足部与地面的适应（Damavandi等人，2010年；Breloff等人，2019年）。相比之下，传统的ESR假肢足通常提供有限的外翻/内翻范围，并且不产生主动的前平面扭矩（Tulchin和Cummings，2010年；Altenburg等人，2021年），即使使用分趾设计也是如此（表1；Ernst等人，2020年；Maitland等人，2023年）。与此解释一致，我们的参与者（表3，表4；图4，图5）显示，在TTPU和TFPU中，上行假肢肢体站立期间的踝前平面活动范围显著减少，同时踝外翻力矩也较小。

4.2. 下行假肢条件
与我们的假设相反，在下行假肢条件下，TFPU在假肢肢体上采用了更积极的策略。当假肢肢体位于下坡侧时，TFPU产生的ML GRF冲量大于对照组（图1）。这是由于TTPU的平均ML GRF大于对照组（表2），特别是在站立阶段的40–72%时间内产生的（图3）。这可能是为了避免假肢肢体单支撑阶段向下坡方向跌倒而采取的谨慎的横向稳定性策略。即使在水平行走过程中，TFPU在假肢单侧支撑时也会产生过度的内侧地面反作用力（GRF），这可能是为了防止身体向假肢侧倾斜（Soares等人，2016年；Hisano等人，2021年；Kobayashi等人，2022年）。这种行为可能反映了这样一个事实：与健康肢体相比，当身体向假肢侧失去平衡时，可用的恢复选项较少（Shirota等人，2015年；Eveld等人，2022年；King等人，2024年）。因此，在下坡行走使用假肢的情况下，TFPU在假肢支撑阶段会产生更大的内侧GRF，作为一种谨慎的策略来维持单侧支撑时的内外侧稳定性。

4.3. 前平面力学
由于各组之间的步长没有差异（表2），组间ML GRF脉冲分布的差异不太可能主要由步长不对称性解释。相反，目前的发现表明前平面协调（包括步宽调整）是一个更相关的机制。在两种坡度配置中，一个共同的特点是假肢使用者的前平面力学发生了变化。与对照组相比，假肢使用者表现出更大的躯干前平面运动和躯干方向的改变（表3；图4），以及步宽的增加（表2）。同时，假肢足部的踝关节内翻/外翻范围显著减小，外翻力矩幅度也小于对照组，髋关节的前平面范围/力矩模式也发生了变化（表3，表4；图4，图5）。无论哪条腿处于下坡位置，这些发现都表明假肢使用者在假肢肢体上调节内外侧力量的局部前平面选项较少，因此可能更多地依赖于全身前平面协调，包括足部位置的调整，以调节内外侧平衡力。这种力学背景有助于解释特定条件下的ML GRF脉冲分布。在下坡行走使用健康肢体的情况下（上坡时假肢支撑），假肢踝关节/髋关节前平面调节能力的降低直接解释了假肢肢体ML GRF脉冲较小的原因，并且更依赖于健康肢体。相比之下，在下坡行走使用假肢的情况下，即使假肢肢体处于下坡位置，用户（特别是TFPU）仍能产生足够的内侧GRF，但额外的分析表明，这种能力是通过改变前平面力学实现的，而不仅仅是通过增强假肢肢体的局部前平面扭矩产生的。在这种背景下，两种坡度配置下的假肢踝关节力矩模式有所不同：在上坡行走使用假肢支撑时，假肢踝关节力矩仍然朝向外翻方向，而在下坡行走使用假肢支撑时则朝向内翻方向；相应的对照组踝关节力矩仍保持外翻方向。由于假肢踝关节-足部系统是被动的，且假肢踝关节内翻/外翻范围显著减小，这种差异更可能反映了补偿性全身策略下假肢肢体的前平面负荷变化，而不是主动的局部踝关节控制反转。因此，在这种条件下观察到的内侧GRF产生更符合补偿性全身前平面协调（例如，躯干方向和足部位置调整）（Goujon-Pillet等人，2008年；Major等人，2013年），而不是假肢肢体本身的前平面调节能力。

这些发现具有临床意义。在下坡行走使用健康肢体的情况下，改善假肢肢体的内外侧GRF调节能力可以减少对健康肢体的过度依赖，提高在冠状倾斜表面上的安全性，并可能间接减少健康肢体的慢性过度负荷，后者与健康肢体患骨关节炎的风险有关（Russell Esposito等人，2015年；Morgenroth等人，2018年；Amma等人，2021年）。更广泛地说，未来的研究应该量化假肢踝关节-足部前平面（内翻/外翻）的适应性，并明确其与躯干运动/方向、步宽调整以及坡度行走时的内外侧GRF调节之间的关系，以便更好地指导假肢设计和康复策略。

4.4. 限制
在解释这些发现时，应承认几个限制。首先，测试仅限于一个均匀的10%坡度的人造步行道上进行。更陡的坡度、滑溜的表面（Lawrence等人，2015年）或不可预测的情况（Yeates等人，2016年；Cyr等人，2023年）可能会引发不同的肢体负荷策略。其次，样本由单侧K2-K3功能水平的假肢使用者组成，他们不使用辅助装置行走（Borrenpohl等人，2016年）。因此，结果可能不适用于功能水平较低的人群或双侧下肢假肢使用者。第三，假肢使用者群体主要为男性，而对照组中女性较多；因此，两组之间的性别分布不匹配，无法评估潜在的性别相关效应，这可能限制了结果的普遍性。第四，参与者使用了自己的假肢部件，这些部件在足部、膝盖和对齐特性上存在差异。因此，无法分离出设备特定的效应。最后，横断面设计排除了关于随时间适应或观察到的负荷共享模式对肌肉骨骼系统长期影响的因果推断。需要进行纵向和干预性研究来解决这些空白。

5. 结论
总之，单侧下肢假肢使用者能够在10%坡度上行走时产生抵消重力的内外侧GRF脉冲，与健康对照组相当。然而，他们实现这种平衡的方式因截肢水平和肢体位置而异。在下坡行走使用健康肢体的情况下，TFPU和TTPU都将ML GRF脉冲转移到了健康肢体上，而上坡行走使用假肢的肢体贡献较小。相反，在下坡行走使用假肢的情况下，TFPU主动产生了比对照组更大的ML GRF脉冲，而TTPU的表现与对照组相似。这些不对称策略体现在平均GRF的调整上，而不是时间参数的变化上。未来的工作可以评估改进假肢踝关节-足部前平面（内翻/外翻）适应性并促进假肢支撑期间内外侧GRF调节的干预措施是否可以减少对健康肢体的过度依赖，并提高在冠状倾斜表面上的安全性。

未引用的参考文献：
John等人，2012年；Neptune和McGowan，2016年；Pandy等人，2010年；Silverman和Neptune，2012年。

CRedI作者贡献声明：
Genki Hisano：撰写——审阅与编辑、撰写——初稿、可视化、验证、监督、软件、资源、方法论、研究、资金获取、正式分析、数据管理、概念化。
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Joseph Bascou：撰写——审阅与编辑、可视化、验证、监督、软件、资源、项目管理、方法论、研究、资金获取、数据管理、概念化。
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Helene Pillet：撰写——审阅与编辑、可视化、验证、监督、软件、资源、项目管理、方法论、研究、资金获取、正式分析、数据管理、概念化。