第一跖趾關節彎曲在足部運動中的作用重大, 但已有的研究主要側重其活動范圍與相關足部疾病的臨床治療。為探究第一跖趾關節彎曲對人行走步態穩定性的影響, 研究者招募了6名健康男性青年進行第一跖趾關節約束(FMJC)和赤足(BF)的平地行走試驗。采集并分析了時空參數、下肢關節角度、足-地接觸力(GRF)和利用摩擦系數(UCOF)。結果表明, 第一跖趾關節約束后髖、膝關節會產生相應的補償運動, 從而使約束前后步態無明顯改變, 但滑跌概率顯著增大。
引用本文： 張峻霞, 司瑩, 蘇海龍, 劉業芳, 龔夢. 濕滑環境下第一跖趾關節彎曲對人體行走步態穩定性的影響. 生物醫學工程學雜志, 2015, 32(1): 38-42. doi: 10.7507/1001-5515.20150007 復制
引言
動力式助行器是生物醫學工程產品中的一類，它能夠模仿正常人行走時的步態, 使截癱患者被動行走, 從而達到輔助步行的目的[1]。目前國內研發的動力式助行器大多著重于髖、膝、踝三個關節自由度的布置及相鄰結構的設計，且重點在實現三個關節的屈伸自由度，未考慮第一跖趾關節的彎曲自由度[2-4]。在類人型雙足機器人領域，其軀干和肢體的運動仿真控制被作為研究重點，而機器人的足部結構則常被簡化成平板或一些簡單的機構[5-7]，并未對第一跖趾關節的彎曲功能進行相應設計。目前關于第一跖趾關節的研究還主要側重其活動范圍與相關足部疾病的臨床治療[8-12]，關于該關節對步態及行走穩定性方面的研究還很少。
然而第一跖趾關節是人體足部跖趾關節中最大的一個關節，臨床測量其背屈范圍為65～110°，趾屈范圍為23～45°；步態測量其背屈范圍為50～90°[8]；被動背屈范圍為65～71°，被動趾屈范圍為29～37°[9]，是實現足部承重、傳遞力、吸收震蕩等作用的重要保障，且在步態周期的站立相末期及擺動相前期，充足的第一跖趾關節運動(特別是第一跖趾關節背屈運動)是正常行走的一個重要組成部分[13]。若此關節的運動受到限制，可能會嚴重影響足部功能，導致步態特征的改變引發失穩，因而有必要研究第一跖趾關節彎曲對人體行走步態穩定性的影響，進而為假肢、動力式助行器及雙足機器人足部設計提供指導。
為此，本研究從試驗的角度出發，以某種方式限制受試者的第一跖趾關節彎曲，通過對比約束前后各項參數的變化，量化得出第一跖趾關節彎曲對人體行走步態穩定性的影響。
1 試驗
1.1 試驗對象
招募6名健康男性青年志愿者參加試驗，所有受試者均被提前告知試驗的過程及要求。試驗在征得受試者同意后進行。受試者年齡為(25.50±1.38)歲，身高為(173.83±3.92)cm，體重為(65.33±3.67)kg，均無上下肢神經及肌肉骨骼病史。
1.2 試驗環境與設備
與干燥環境相較，在濕滑環境下行走時更易出現失穩及滑跌事故。當出現失穩或滑跌時，具有自動調節機制的健康人將調動其自身的平衡機制，此時，第一跖趾關節的作用得到更為全面的體現，故試驗條件確定為平地有污染介質，其中污染介質為植物油。本試驗用到的設備主要由第一跖趾關節限制裝置、數據采集系統、步態行走試驗臺及隨行保護裝置四部分組成。
試驗中使用的第一跖趾關節限制裝置(見圖 1)，由拇趾外翻矯正帶和圓角木塊(10.0 cm×3.5 cm×0.3 cm)構成。試驗時，將木塊與矯正帶綁縛在受試者的足部，金屬條和木塊分別位于第一跖趾關節的側面和下方，共同對此關節的彎曲自由度進行限制。
圖1
第一跖趾關節限制裝置
Figure1.
Restraint device for the first metatarsophalangeal joint
數據采集系統由包括6個MX紅外攝像機的Vicon三維光學運動捕捉系統和兩塊AMTI生物力學測力臺構成。測力臺采集頻率為1 000 Hz，尺寸為464 mm×508 mm。步態行走試驗臺總長5 m，寬1 m，高0.78 m。兩塊測力臺嵌于行走試驗臺內部，且可通過調節測力臺的地角水平，保證測力臺與試驗臺表面平齊。在行走試驗臺的上方設有隨行保護裝置。受試者行走時，操作人員手動控制保護裝置，使裝置的速度可隨受試者步速的改變而改變，從而能在不干擾受試者自然步態的前提下，實現裝置與受試者同行，并可在受試者發生滑跌時通過保護帶將其托住以保障安全。
1.3 試驗過程
試驗開始前先對Vicon系統進行校正，待受試者換上試驗專用服后在其下肢上粘貼16個反光球。貼好反光球、穿戴上保護裝置后，讓受試者兩臂微張靜止站于測試區域中約2 s，以便為受試者建立其靜態模型。數據采集前，給予受試者適當的練習時間以適應試驗環境及兩塊測力臺的位置，以使雙足盡可能地分別踏在兩塊測力臺的中央，練習結束后開始采集數據。要求受試者在自然放松的狀態下完成試驗，并且采集的每組數據要包含3~4個步態周期。每位受試者需分別在赤足(bare foot, BF)、第一跖趾關節約束(the first metatarsophalangeal joint constraint, FMJC)條件下各完成10次行走試驗。每兩次試驗后休息2 min，以免身體疲勞對受試者的行走步態造成影響。
1.4 數據處理
時空參數(步速、跨步長、步頻、跨步時間、單支撐期及雙支撐期)和下肢關節角度通過Vicon系統獲取，分析時將跨步時間標準化為步態周期，0%代表一側足首次足跟著地，100%代表同側足再次足跟著地。足-地接觸力由AMTI測力臺記錄并根據受試者體重進行標準化，同時需對單腳站立時間進行標準化，0%代表足跟著地，100%代表足趾離地。
本試驗需分析6個時空參數，為避免將多個因變量拆分成單因素進行檢驗而造成Ⅰ類錯誤增加，同時為了提高檢驗效率，故對采集的時空參數進行Hotelling T2檢驗[14]。對于其它參數，采用配對樣本t檢驗對FMJC與BF的差異進行分析。選取顯著性水平α=0.05，數據處理過程借助SPSS 19.0完成。
2 試驗結果
2.1 時空參數
在進行Hotelling T2檢驗前對各樣本進行正態性檢驗，結果表明6個時空參數樣本均服從正態分布。表 1中Hotelling’s Trace的P=0.063 63，表明按顯著性水平α=0.05可認為FMJC對步態時空參數整體上無顯著影響。表 2表明約束前后步頻、雙支撐期發生明顯改變，FMJC的步頻、雙支撐期明顯小于BF。
表1
BF vs. FMJC的多變量檢驗a結果
Table1.
Multivariate testsa of BF vs. FMJC
表2
BF vs. FMJC的主體間效應檢驗(2.2 運動學參數
圖 2中HS1、KS1、AS1分別代表足跟著地時刻的髖、膝、踝關節角度均值；HS2代表承重期髖關節最大伸展角度均值，KS2代表承重期膝關節最大屈曲角度均值，AS2代表支撐末期踝關節最大背屈角度均值；HS3、KS3分別代表擺動期髖、膝關節最大彎曲角度均值，AS3代表擺動期踝關節最大背屈角度均值；HS4、KS4、AS4分別代表整個步態周期中髖、膝、踝關節角度范圍(見圖 2、表 3)。從圖 2中可以看出，在一個完整步態周期內FMJC的髖、膝、踝關節關節角度與BF相較趨勢基本一致，但在幅值上有所變化。選取步態周期中的關鍵時刻點進行詳細分析可知，FMJC的承重期髖關節伸展角度HS2增大了180.67%，髖關節屈伸范圍HS4增加了15.28%；膝關節的運動范圍KS4增大了12.27%；其他參數無顯著性變化(見表 3)。
圖2
髖、膝、踝關節角度均值
Figure2.
Mean joint angles of hip, knee and ankle
表3
關鍵時刻點關節角度均值比較
Table3.
Comparison of mean joint angles at crucial points
2.3 動力學參數
圖 3顯示了水平面內與前進方向相垂直方向的分力FX、前進方向分力FY和鉛垂方向上的分力FZ，且三個力的正向構成右手系。從圖 3可以看出，整個步態周期內FMJC與BF的趨勢基本一致，但幅值有所增加。對于FX、FY，FMJC的正向與負向幅值總體大于BF；對于FZ，FMJC的正向幅值大于BF。
圖3
足-地接觸力均值曲線
Figure3.
Mean GRF curves
2.4 滑跌概率
項目組前期已得出完整的滑跌判據[15]，對于有污染介質的滑跌判據為：當ACOF＜UCOF＜3.414ACOF時發生滑動；當UCOF≥3.414ACOF時滑動持續并導致滑跌。其中，ACOF是可得摩擦系數(available coefficient of friction, ACOF)，是指不發生滑動時鞋與地面間所能提供的最大摩擦系數。UCOF是利用摩擦系數(utilized coefficient of friction, UCOF)，是指在有污染介質的地面上行走時足-地接觸力的水平合力與鉛垂力的最大比值。
因同一行走條件下ACOF是一定的，故UCOF的取值將對滑跌概率的大小起決定作用。因而，分析FMJC對滑跌概率的影響，實質是分析其對UCOF的影響。
| $ \text{UCOF}={{\left(\frac{\sqrt{F_{X}^{2}+F_{Y}^{2}}}{{{F}_{Z}}} \right)}_{\max }} $ |
為此，首先根據受試者每次試驗測得的足-地接觸力，利用式(1)分別計算出BF和FMJC的UCOF，再通過配對t檢驗比較得出FMJC對滑跌概率的影響。計算得知BF的UCOF為0.170±0.05，FMJC的UCOF為0.20±90.04，其均值約為BF的1.23倍；約束前、后的UCOF均值差異有統計學意義(P=0.001)。
3 討論
已有研究表明第一跖趾關節必須有足夠的背伸，才能拉緊跖腱膜引起足夠應力通過足趾作用于地面以完成行走推進[9]。Hetherington等[16]認為要保證行走的有效推進至少需要第一跖趾關節能夠背伸60～65°。然而，由表 1、2可知FMJC對整體步態參數無顯著影響(P＞0.05)，這表明人體為適應FMJC帶來的影響，采取了一定的措施修復了FMJC引起的步態改變。檢驗結果同時表明FMJC使雙支撐期明顯縮短(P＜0.05)，雙支撐期是步態周期中最穩定的時期，該時期縮短預示著FMJC可能引起更大的不穩定性。
正常行走時，支撐相末期足趾沿地面滾動產生蹬地力，同時重心由前腳掌前移至腳尖。FMJC后，足部蹬地力僅由跖趾關節彎曲提供，重心主要經跖趾關節前移。圖 2與表 3表明，為了補償FMJC導致的足趾蹬地力不足，髖關節向后伸展角度明顯增大以加速完成身體重心的前移；膝關節減小彎曲角度增大伸展趨勢，幫助提供蹬地力。此外，施加在第一跖趾關節的約束對其臨近關節的運動造成了限制，使得踝關節的運動范圍有所減小。FMJC迫使人體重心轉移路徑外移，在人體支撐基礎不變時，重心的外移勢必增加滑跌概率。這一點從UCOF的結果中得到了證實，FMJC的UCOF均值約為BF的1.23倍，滑跌概率顯著增大(P＜0.05)。
若僅從步態角度考慮，假肢、動力式助行器、雙足機器人等可通過增加補償機制來提供足夠的蹬地力，故可不考慮第一跖趾關節的彎曲自由度。然而第一跖趾關節受限導致行走時重心外移、滑跌概率顯著增大，不利于維持穩定性，威脅穿戴者的安全。以安全至上為原則認為在設計假肢、動力式助行器及雙足機器人足部結構時，應對第一跖趾關節的屈伸自由度進行相應的設計。
綜上所述本研究可得出以下結論：FMJC導致步頻、雙支撐期顯著減小，步速、步幅有所增加，但整體步態參數并未發生顯著變化。這主要是因為下肢關節產生了相應的補償運動對FMJC造成的蹬地力不足進行了補償，其中主要的補償來自髖關節和膝關節。然而，盡管下肢關節提供了補償運動，但FMJC仍對穩定性帶來了顯著影響，導致滑跌概率明顯增大。因而在進行足部結構設計時，設計師有必要考慮第一跖趾關節的彎曲自由度。
引言
動力式助行器是生物醫學工程產品中的一類，它能夠模仿正常人行走時的步態, 使截癱患者被動行走, 從而達到輔助步行的目的[1]。目前國內研發的動力式助行器大多著重于髖、膝、踝三個關節自由度的布置及相鄰結構的設計，且重點在實現三個關節的屈伸自由度，未考慮第一跖趾關節的彎曲自由度[2-4]。在類人型雙足機器人領域，其軀干和肢體的運動仿真控制被作為研究重點，而機器人的足部結構則常被簡化成平板或一些簡單的機構[5-7]，并未對第一跖趾關節的彎曲功能進行相應設計。目前關于第一跖趾關節的研究還主要側重其活動范圍與相關足部疾病的臨床治療[8-12]，關于該關節對步態及行走穩定性方面的研究還很少。
然而第一跖趾關節是人體足部跖趾關節中最大的一個關節，臨床測量其背屈范圍為65～110°，趾屈范圍為23～45°；步態測量其背屈范圍為50～90°[8]；被動背屈范圍為65～71°，被動趾屈范圍為29～37°[9]，是實現足部承重、傳遞力、吸收震蕩等作用的重要保障，且在步態周期的站立相末期及擺動相前期，充足的第一跖趾關節運動(特別是第一跖趾關節背屈運動)是正常行走的一個重要組成部分[13]。若此關節的運動受到限制，可能會嚴重影響足部功能，導致步態特征的改變引發失穩，因而有必要研究第一跖趾關節彎曲對人體行走步態穩定性的影響，進而為假肢、動力式助行器及雙足機器人足部設計提供指導。
為此，本研究從試驗的角度出發，以某種方式限制受試者的第一跖趾關節彎曲，通過對比約束前后各項參數的變化，量化得出第一跖趾關節彎曲對人體行走步態穩定性的影響。
1 試驗
1.1 試驗對象
招募6名健康男性青年志愿者參加試驗，所有受試者均被提前告知試驗的過程及要求。試驗在征得受試者同意后進行。受試者年齡為(25.50±1.38)歲，身高為(173.83±3.92)cm，體重為(65.33±3.67)kg，均無上下肢神經及肌肉骨骼病史。
1.2 試驗環境與設備
與干燥環境相較，在濕滑環境下行走時更易出現失穩及滑跌事故。當出現失穩或滑跌時，具有自動調節機制的健康人將調動其自身的平衡機制，此時，第一跖趾關節的作用得到更為全面的體現，故試驗條件確定為平地有污染介質，其中污染介質為植物油。本試驗用到的設備主要由第一跖趾關節限制裝置、數據采集系統、步態行走試驗臺及隨行保護裝置四部分組成。
試驗中使用的第一跖趾關節限制裝置(見圖 1)，由拇趾外翻矯正帶和圓角木塊(10.0 cm×3.5 cm×0.3 cm)構成。試驗時，將木塊與矯正帶綁縛在受試者的足部，金屬條和木塊分別位于第一跖趾關節的側面和下方，共同對此關節的彎曲自由度進行限制。
圖1
第一跖趾關節限制裝置
Figure1.
Restraint device for the first metatarsophalangeal joint
數據采集系統由包括6個MX紅外攝像機的Vicon三維光學運動捕捉系統和兩塊AMTI生物力學測力臺構成。測力臺采集頻率為1 000 Hz，尺寸為464 mm×508 mm。步態行走試驗臺總長5 m，寬1 m，高0.78 m。兩塊測力臺嵌于行走試驗臺內部，且可通過調節測力臺的地角水平，保證測力臺與試驗臺表面平齊。在行走試驗臺的上方設有隨行保護裝置。受試者行走時，操作人員手動控制保護裝置，使裝置的速度可隨受試者步速的改變而改變，從而能在不干擾受試者自然步態的前提下，實現裝置與受試者同行，并可在受試者發生滑跌時通過保護帶將其托住以保障安全。
1.3 試驗過程
試驗開始前先對Vicon系統進行校正，待受試者換上試驗專用服后在其下肢上粘貼16個反光球。貼好反光球、穿戴上保護裝置后，讓受試者兩臂微張靜止站于測試區域中約2 s，以便為受試者建立其靜態模型。數據采集前，給予受試者適當的練習時間以適應試驗環境及兩塊測力臺的位置，以使雙足盡可能地分別踏在兩塊測力臺的中央，練習結束后開始采集數據。要求受試者在自然放松的狀態下完成試驗，并且采集的每組數據要包含3~4個步態周期。每位受試者需分別在赤足(bare foot, BF)、第一跖趾關節約束(the first metatarsophalangeal joint constraint, FMJC)條件下各完成10次行走試驗。每兩次試驗后休息2 min，以免身體疲勞對受試者的行走步態造成影響。
1.4 數據處理
時空參數(步速、跨步長、步頻、跨步時間、單支撐期及雙支撐期)和下肢關節角度通過Vicon系統獲取，分析時將跨步時間標準化為步態周期，0%代表一側足首次足跟著地，100%代表同側足再次足跟著地。足-地接觸力由AMTI測力臺記錄并根據受試者體重進行標準化，同時需對單腳站立時間進行標準化，0%代表足跟著地，100%代表足趾離地。
本試驗需分析6個時空參數，為避免將多個因變量拆分成單因素進行檢驗而造成Ⅰ類錯誤增加，同時為了提高檢驗效率，故對采集的時空參數進行Hotelling T2檢驗[14]。對于其它參數，采用配對樣本t檢驗對FMJC與BF的差異進行分析。選取顯著性水平α=0.05，數據處理過程借助SPSS 19.0完成。
2 試驗結果
2.1 時空參數
在進行Hotelling T2檢驗前對各樣本進行正態性檢驗，結果表明6個時空參數樣本均服從正態分布。表 1中Hotelling’s Trace的P=0.063 63，表明按顯著性水平α=0.05可認為FMJC對步態時空參數整體上無顯著影響。表 2表明約束前后步頻、雙支撐期發生明顯改變，FMJC的步頻、雙支撐期明顯小于BF。
表1
BF vs. FMJC的多變量檢驗a結果
Table1.
Multivariate testsa of BF vs. FMJC
表2
BF vs. FMJC的主體間效應檢驗(2.2 運動學參數
圖 2中HS1、KS1、AS1分別代表足跟著地時刻的髖、膝、踝關節角度均值；HS2代表承重期髖關節最大伸展角度均值，KS2代表承重期膝關節最大屈曲角度均值，AS2代表支撐末期踝關節最大背屈角度均值；HS3、KS3分別代表擺動期髖、膝關節最大彎曲角度均值，AS3代表擺動期踝關節最大背屈角度均值；HS4、KS4、AS4分別代表整個步態周期中髖、膝、踝關節角度范圍(見圖 2、表 3)。從圖 2中可以看出，在一個完整步態周期內FMJC的髖、膝、踝關節關節角度與BF相較趨勢基本一致，但在幅值上有所變化。選取步態周期中的關鍵時刻點進行詳細分析可知，FMJC的承重期髖關節伸展角度HS2增大了180.67%，髖關節屈伸范圍HS4增加了15.28%；膝關節的運動范圍KS4增大了12.27%；其他參數無顯著性變化(見表 3)。
圖2
髖、膝、踝關節角度均值
Figure2.
Mean joint angles of hip, knee and ankle
表3
關鍵時刻點關節角度均值比較
Table3.
Comparison of mean joint angles at crucial points
2.3 動力學參數
圖 3顯示了水平面內與前進方向相垂直方向的分力FX、前進方向分力FY和鉛垂方向上的分力FZ，且三個力的正向構成右手系。從圖 3可以看出，整個步態周期內FMJC與BF的趨勢基本一致，但幅值有所增加。對于FX、FY，FMJC的正向與負向幅值總體大于BF；對于FZ，FMJC的正向幅值大于BF。
圖3
足-地接觸力均值曲線
Figure3.
Mean GRF curves
2.4 滑跌概率
項目組前期已得出完整的滑跌判據[15]，對于有污染介質的滑跌判據為：當ACOF＜UCOF＜3.414ACOF時發生滑動；當UCOF≥3.414ACOF時滑動持續并導致滑跌。其中，ACOF是可得摩擦系數(available coefficient of friction, ACOF)，是指不發生滑動時鞋與地面間所能提供的最大摩擦系數。UCOF是利用摩擦系數(utilized coefficient of friction, UCOF)，是指在有污染介質的地面上行走時足-地接觸力的水平合力與鉛垂力的最大比值。
因同一行走條件下ACOF是一定的，故UCOF的取值將對滑跌概率的大小起決定作用。因而，分析FMJC對滑跌概率的影響，實質是分析其對UCOF的影響。
| $ \text{UCOF}={{\left(\frac{\sqrt{F_{X}^{2}+F_{Y}^{2}}}{{{F}_{Z}}} \right)}_{\max }} $ |
為此，首先根據受試者每次試驗測得的足-地接觸力，利用式(1)分別計算出BF和FMJC的UCOF，再通過配對t檢驗比較得出FMJC對滑跌概率的影響。計算得知BF的UCOF為0.170±0.05，FMJC的UCOF為0.20±90.04，其均值約為BF的1.23倍；約束前、后的UCOF均值差異有統計學意義(P=0.001)。
3 討論
已有研究表明第一跖趾關節必須有足夠的背伸，才能拉緊跖腱膜引起足夠應力通過足趾作用于地面以完成行走推進[9]。Hetherington等[16]認為要保證行走的有效推進至少需要第一跖趾關節能夠背伸60～65°。然而，由表 1、2可知FMJC對整體步態參數無顯著影響(P＞0.05)，這表明人體為適應FMJC帶來的影響，采取了一定的措施修復了FMJC引起的步態改變。檢驗結果同時表明FMJC使雙支撐期明顯縮短(P＜0.05)，雙支撐期是步態周期中最穩定的時期，該時期縮短預示著FMJC可能引起更大的不穩定性。
正常行走時，支撐相末期足趾沿地面滾動產生蹬地力，同時重心由前腳掌前移至腳尖。FMJC后，足部蹬地力僅由跖趾關節彎曲提供，重心主要經跖趾關節前移。圖 2與表 3表明，為了補償FMJC導致的足趾蹬地力不足，髖關節向后伸展角度明顯增大以加速完成身體重心的前移；膝關節減小彎曲角度增大伸展趨勢，幫助提供蹬地力。此外，施加在第一跖趾關節的約束對其臨近關節的運動造成了限制，使得踝關節的運動范圍有所減小。FMJC迫使人體重心轉移路徑外移，在人體支撐基礎不變時，重心的外移勢必增加滑跌概率。這一點從UCOF的結果中得到了證實，FMJC的UCOF均值約為BF的1.23倍，滑跌概率顯著增大(P＜0.05)。
若僅從步態角度考慮，假肢、動力式助行器、雙足機器人等可通過增加補償機制來提供足夠的蹬地力，故可不考慮第一跖趾關節的彎曲自由度。然而第一跖趾關節受限導致行走時重心外移、滑跌概率顯著增大，不利于維持穩定性，威脅穿戴者的安全。以安全至上為原則認為在設計假肢、動力式助行器及雙足機器人足部結構時，應對第一跖趾關節的屈伸自由度進行相應的設計。
綜上所述本研究可得出以下結論：FMJC導致步頻、雙支撐期顯著減小，步速、步幅有所增加，但整體步態參數并未發生顯著變化。這主要是因為下肢關節產生了相應的補償運動對FMJC造成的蹬地力不足進行了補償，其中主要的補償來自髖關節和膝關節。然而，盡管下肢關節提供了補償運動，但FMJC仍對穩定性帶來了顯著影響，導致滑跌概率明顯增大。因而在進行足部結構設計時，設計師有必要考慮第一跖趾關節的彎曲自由度。
