第 48 章：正常步态的特征及影响因素（Characteristics of Normal Gait and Factors Influencing It）

48.1 步态周期：步态的基本单位（The Gait Cycle, the Basic Unit of Gait）

步态一旦启动就是高度可重复的周期性运动，由一个不断重复的"步态周期"（gait cycle）构成。步态周期传统上定义为：同一只脚相邻两次触地之间所经历的运动模式——以右脚为例，从右脚（通常以足跟）触地开始，到右脚再次触地结束。一个步态周期由"参考脚"在地面上的时间（stance，支撑相）和离开地面的时间（swing，摆动相）组成；两条下肢在该周期中发生的运动合称为一个"跨步"（stride）。支撑相约占步态周期的 60%，摆动相约占 40%。两条下肢的步态周期互有相位差：在右脚刚触地时，左下肢正结束其支撑相；在右步态周期约 10% 时，左下肢离地开始摆动，并于右周期约 50% 时再次触地。因此一个步态周期包含两段各约 10% 时长的"双支撑"（double limb support），其余时间为单支撑。

支撑相可以进一步按功能需求与事件被划分为更小的时段。"着地反应"（contact response，又称承重反应）从触地开始，到全足平放结束，期间肢体吸收冲击并完全承重，足平放在约 15% 步态周期出现；"承重反应"涵盖双支撑期并延伸到单支撑初期。"中支撑"（midstance）也被称为"躯干滑行"（trunk glide），此时躯干越过固定足，从支撑足后方移到其前方；足跟离地（heel off）出现在约 40% 时点，标志中支撑结束并进入终支撑（terminal stance），终支撑在对侧足触地（约 50% 周期）时结束。从 50% 到 60% 的"预摆动"（preswing）为双支撑期，以脚尖离地（toe off）结束。摆动相则可分为早、中、晚三段：早摆动（约 60–75% 周期）以肢体快速离开地面为特征；中摆动（约 75–85%）为摆动下肢越过支撑下肢；晚摆动（终摆动）为摆动下肢向地面伸出准备着地。

虽然常被假设为对称，但正常步态实际上并非完全对称——右下肢与左下肢的运动并不是镜像关系；在无病理步态人群中这些差异较小，但确实存在，慢速行走时不对称表现最明显。临床医生评估单侧损伤患者的步态时，必须注意到步态中小的对称性差异是正常的。步态的支撑相有三大任务：提供充分支撑以避免跌倒、吸收肢体与地面之间的冲击、产生足够的向前向后力以推动身体前进；摆动相的基本任务则是安全地离开地面、合适的肢体摆位以备下次触地、以及动量的传递。

48.2 运动学：时间与距离参数（Kinematics of Locomotion — Temporal and Distance Parameters of a Stride）

一个跨步（stride）由一个步态周期内两侧下肢的运动组成，包含两步（step）。一步的运行定义为一侧下肢从触地到对侧触地之间的运动。文献显示不同受试者之间、同一受试者不同试验之间，步幅与步长都存在相当大的差异；尽管正常变异较大，这些参数仍可有效地区分有无损伤的个体。表 48.1 列出了文献中报告的距离参数：跨步长（ground contact of one foot 到同脚下次着地的距离）为 1.33 ± 0.09 至 1.63 ± 0.11 m；步长为 0.70 ± 0.01 至 0.81 ± 0.05 m；步宽（也称支撑基底）为 0.61 ± 0.22 至 9.0 ± 3.5 cm；足角（足长轴与前进线之间的夹角）为 5.1 ± 5.7 至 6.8 ± 5.6°。步幅与步长直接依赖于身高，因此对不同个体进行比较时应通过身高或下肢长做归一化处理；归一化步幅长度的估计范围约为身高的 60%–110%，Judge 等报告年轻人平均步长为下肢长的 74 ± 4%。

表 48.2 列出了时间参数：跨步时间（一次步态周期时间）1.00 ± 0.23 至 1.12 ± 0.07 s；步速（速度）0.82–1.60 ± 0.16 m/s（约 3–4 mph，4.8–6.4 km/h）；步频（每分钟步数）100–131 步/分；支撑时间 0.63 ± 0.07 至 0.67 ± 0.04 s；摆动时间 0.39 ± 0.02 至 0.40 ± 0.04 s；摆动/支撑比 0.63–0.64；双支撑时间 0.11 ± 0.03 至 0.141 ± 0.03 s。步速取决于步频和步长，任一增加都会使步速加快。提高步速会使整个步态周期时长缩短，但支撑时间的缩短幅度大于摆动时间；随支撑时间缩短、双支撑时间减少，单支撑时间相应增加，摆动/支撑比向 1 趋近。跑步与行走的区别就在于跑步没有双支撑相。许多步态障碍会导致时空参数改变（典型表现为步速与步长下降，单侧障碍则出现摆动与支撑时间及摆动/支撑比的异常），但单靠这些参数难以完全刻画步态模式——例如单侧髋痛与偏瘫患者都表现为步速降低、患侧单支撑时间减少、双支撑时间增加，但仍可在临床观察下区分其步态差异。

48.3 关节角度位移：矢状面、额状面与水平面运动（Kinematics — Angular Displacements of Joints）

19 世纪中后期摄影术的兴起使观察步态中各关节的离散运动成为可能，过去 50 年间计算能力的提升使各节段三维运动得以更精确地监测。下肢矢状面运动是研究得最深入也最易测量的；与之相比，额状面与水平面运动以及上肢与躯干的三维运动研究较少。关节位移数据在所有平面都存在受试者间和受试者内变异，但矢状面变异最小，额状面与水平面变异最大；尽管量值存在差异，关节运动模式与顺序在试验间与受试者间高度一致。

矢状面运动：Murray 的经典研究奠定了下肢矢状面运动的基础。髋关节呈现一个单周期运动：触地时髋处于最大屈曲（约 25°），随后逐渐伸展，到约 50% 周期时达到最大伸展（约 10°），与对侧足着地同时；"过度伸展"的表观值实质上反映的是骨盆在水平面与矢状面的位移，而真正髋关节的伸展范围很小或不存在。之后髋开始屈曲，到摆动末期（约 80–85% 周期）达到最大屈曲。膝关节的运动稍复杂：触地时膝接近但略小于最大伸展，触地后立即屈曲 10–20°，在约 15% 周期（全足平放）时达到最大屈曲；之后膝开始伸展，在约 40% 周期（足跟离地）时达到最大伸展；膝再次开始屈曲，并在中摆动（约 75% 周期）达到约 70° 的最大屈曲；在摆动末期膝再次伸展，于触地前达到最大伸展。踝关节运动也呈多次方向反转：触地时踝接近中立或轻度跖屈/背屈；触地后再跖屈 5–10°，于约 5% 周期达到最大跖屈；当身体越过支撑足时踝背屈，于膝全伸时达到最大背屈；之后踝再次跖屈，于脚尖离地后不久达到约 20° 的最大跖屈；摆动期踝轻度背屈但可能全程保持轻度跖屈。骨盆在矢状面位移很小、无明确中立位定义，但骨盆在任一髋伸展时都出现前倾——前倾使得伸展末期出现表观髋过伸。上肢矢状面运动呈节律性摆动，自由步速时肩肘屈曲与对侧髋屈曲同步。触地后三关节矢状面只在趾离地后极短瞬间同向运动，临床上的脑卒中后患者由于不能"分离"关节运动，常出现整体屈曲模式或整体伸展模式，干扰正常步态的时序与次序。

额状面运动：额状面位移幅度小、研究较少且变异较大（图 48.7）。髋在额状面的位置受骨盆相对股骨运动的影响。髋在着地时接近中立外展位，承重过程中随着对侧骨盆下降（骨盆绕支撑足倾斜）而内收，并随身体向支撑侧转移以保持质心在足上方而加剧；内收持续到支撑末期，到对侧肢体开始承重时髋转为外展（因对侧骨盆开始下降）。膝的额状面运动较小（2–10° 内收），峰值出现在早摆动。足在额状面的运动反映距下关节的旋前/旋后分量；着地时后足位置变异较大，但触地后通常先出现旋前（外翻），持续到中到晚支撑开始旋后（内翻）；前足运动模式与后足相似，但前足旋前滞后于后足。

水平面运动：水平面运动变异较大、幅度较小（图 48.10）。髋的水平面位置是骨盆与股骨水平面运动的合成。骨盆水平面旋转与髋屈曲伴随——屈髋侧骨盆前旋，在着地前后达到最大前旋；这种骨盆前旋在髋上呈现为外旋。股骨本身在着地时接近中立、触地到中支撑内旋，之后开始外旋到中摆动，之后再次内旋；髋的位置则是骨盆与股骨贡献之和。膝的水平面运动也表现为触地后内旋、从中支撑到大部分摆动逐渐外旋；膝的水平面运动与足以及膝矢状面运动耦合——着地期足旋前使胫骨内旋，膝得以屈曲以协助吸收冲击；支撑后期足旋后使胫骨外旋、膝伸展，身体前滚到对侧肢体。

躯干运动：头部与躯干在三维空间中存在系统的平移与旋转，伴随受试者内与受试者间变异。躯干在步态周期中呈现轻度屈伸——单支撑期更直立，双支撑期更屈曲；额状面运动与保持质心在支撑足上方的需求一致（躯干向支撑侧轻度倾斜）；水平面上，躯干旋转方向与骨盆相反，且在肩屈曲侧向前旋转。婴幼儿学步时躯干呈现大幅侧倾与极小的骨盆前旋；发育成熟后躯骨盆相位错开、模式更平滑；不能将躯干与骨盆分离运动的患者（如帕金森综合征或下腰痛患者）可能丧失步态效率，步行耗能增加。

48.4 步态中的肌肉活动（Muscle Activity during Locomotion）

研究肌肉在步态中电活动的实验为理解肌肉在步态中的角色提供了核心依据。Winter 与 Yack 对 16 块肌肉在 19 名受试者中采集的归一化 EMG 数据揭示了若干重要原则：（1）大多数肌肉的大幅电活动持续时间都很短，并多发生在摆动与支撑的过渡期；（2）肌肉活动在不同个体之间存在相当大的变异，同一个体不同步态间也存在变异（但小于个体间）。尽管存在变异，特定肌群在步态中的功能仍具一致的规律。

要理解肌肉的角色，必须记住下肢在摆动期为开放运动链、在支撑期为闭合运动链；因此肌肉收缩可以影响它所跨越的关节，也可以影响运动链上的其他关节。臀大肌与腘绳肌在触地前后激活，对摆动末期的髋与膝施加减速力，并启动早期支撑的髋伸展；臀大肌通过控制股骨帮助加速早期单支撑期的膝伸展。臀中肌在触地前开始收缩并一直持续到支撑期大部分时间，直到对侧开始承重；髋外展肌的激活在额状面为骨盆提供必要的稳定性，并在中到晚支撑期帮助髋膝伸展。髋屈肌在支撑末期收缩并延续到早摆动，减缓髋伸展并启动髋屈曲；髂腰肌还参与中支撑期的膝屈曲速度。膝的肌肉活动以腘绳肌与股四头肌在步态周期前 25%（承重反应与早中支撑）的共同收缩为特征——此期膝先屈后伸，股四头肌在控制屈膝、腘绳肌作为拮抗方面起关键作用；摆动期大部分膝没有肌肉活动。踝同样存在背屈肌与跖屈肌的共同收缩。背屈肌在摆动全程有轻度活动以使足离地，并在触地及承重反应期控制足落地的下降。跖屈肌的活动从触地开始逐渐增加，到足跟离地至趾离地（站立后期）出现最大爆发；通过闭合链机制跖屈肌还帮助控制髋与膝关节——跖屈肌在支撑后期为下肢提供主要支撑，与髂腰肌一起，腓肠肌帮助屈膝速度。

观察这些大肌群的活动模式会发现，多数活动呈现"先离心收缩、后向心收缩"的模式——例如臀大肌在摆动末期髋屈曲时离心收缩，在髋开始伸展时向心收缩；臀中肌、髋屈肌、股四头肌、背屈肌均如此。跖屈肌也呈现先拉长后缩短的顺序，但相当一部分长度变化来自跟腱的被动拉长与缩短，肌纤维本身的长度变化可能较小。腘绳肌在摆动末期以离心收缩开始活动，但其后的长度变化较难判断——承重反应时髋伸展而膝屈曲，腘绳肌整体长度变化可能可忽略。这种"先离心后向心"模式被称为"拉伸—缩短循环"（stretch-shortening cycle），是步态中大多数肌肉产生肌力的高效方式，部分弹性势能在拉长阶段储存、随后在拉长中释放以推进肢体而不需要额外的肌收缩。值得指出的是，多数关节在肌肉活动停止后仍继续运动——例如髋在臀大肌和腘绳肌峰值活动后继续伸展、在髋屈肌活动停止后继续屈曲，膝在股四头肌无明显活动时继续伸展，踝在早支撑期背屈肌爆发后继续背屈——因此下肢肌肉在步态中的主要功能是"减速一个运动并给反方向提供一个初始牵拉"。这种运动在无肌肉活动情况下继续的机制与运动学相关。

48.5 动力学：关节力矩与反作用力（Kinetics — Joint Moments and Reaction Forces）

步态是由肌肉活动控制的复杂周期性运动，同时伴随两侧下肢的反复冲击载荷。正常步态在足地之间产生大反力、需要大肌力并引起大关节反力。许多步态损伤与个体无法产生足够肌肉支撑或承受大反力有关。

动态平衡：步态中肢体节段存在大的线加速度、关节存在大的角加速度，静态平衡假设不再适用。牛顿第二定律 \(\sum F = ma\) 表明非平衡力与加速度成正比；二维动态平衡条件为 \(\sum F_X = ma_X, \sum F_Y = ma_Y, \sum M = I\alpha\)；三维条件下为 \(\sum F_X = ma_X, \sum F_Y = ma_Y, \sum F_Z = ma_Z\) 与 \(\sum M_X = I\alpha_X, \sum M_Y = I\alpha_Y, \sum M_Z = I\alpha_Z\)。其中 \(F_i\) 为第 \(i\) 方向力、\(M_i\) 为绕第 \(i\) 轴的力矩、\(I\) 为转动惯量。转动惯量代表物体对角加速度的阻力，取决于物体的质量与质量分布。\(ma_i\) 和 \(I\alpha_i\) 称为惯性力。求解方程需要质量与转动惯量等参数；质量通常来自尸体测量表，转动惯量可由这些表基于人体测量学参数估算，也可由一些方法直接计算。

在人体运动中力难以直接测量，运动方程通常以"逆动力学"方式求解——由已知加速度反求力。逆动力学在步态中的应用需要精确测量位移（高速摄影、视频、电磁跟踪等），经过适当信号处理求出线加速度与角加速度。Examining the Forces Box 48.1 给出了摆动期腿-足节段的二维运动方程示例：以膝为支点，肌肉力 \(F_M\)、腿-足重力 \(W\) 与惯性力（\(-ma_X\)、\(-ma_Y\)、\(-I\alpha\)）对其取矩，方程可解出 \(F_M\)，再由 \(\sum F_X = ma_X\)、\(\sum F_Y = ma_Y\) 求出膝关节反力 \(J_X\)、\(J_Y\)。支撑期需要再加上地面反力（GRF）作为外力。

动态不确定问题：Box 48.1 假设只有一组肌肉活动，但 EMG 数据表明摆动末期与早期支撑存在腘绳肌与股四头肌的共收缩，有时在支撑末期到早期摆动也有此情况；膝在步态中还承受韧带施加的显著载荷；因此作用在膝关节上的结构多于一个，构成动态不确定系统。文献中对动态不确定系统有专门的数学求解方法，并常被用于步态研究以近似估计肌肉与关节反力。表 48.3 列出文献报告的髋、膝、踝峰值关节反力（以体重倍数为单位），各研究结果差异较大（髋 2.0–6、膝 1.7–7、踝 1.25–6），受身体节段参数估算、位移数据精度、二维/三维分析、解析方法等多种因素影响，但都表明下肢各关节在步态中承受大且重复的载荷，跑步与跳跃产生更大的肌力与关节反力。

解决不确定性的常用办法：只解力矩方程，由外力（重力、地面反力）求出施加到肢体的外力矩，再推断肌肉与软组织施加的内力矩。文献可能报告"内"或"外"力矩，读时需注意。表 48.3 中的力矩模式与 EMG 推断的肌群角色一致。

矢状面力矩典型曲线：髋在触地与承重反应期间为内伸展力矩（与臀大肌、腘绳肌活动一致）；中支撑前后力矩方向反转（与髋伸肌停止活动、屈肌开始激活一致）；摆动期力矩很小，到摆动末期髋伸肌重新激活。膝在触地后呈小而短的内屈力矩（与腘绳肌活动一致），之后是更大、持续更久的内伸力矩（与股四头肌活动一致）；中支撑时膝呈小屈力矩（与腓肠肌活动相关）；支撑末期到早摆动时小伸力矩帮助控制膝屈曲；摆动末端的屈力矩减缓膝的快速伸展。踝在触地与承重反应期呈小背屈力矩（控制足落地的下降），随后整个支撑期逐渐增大的跖屈力矩控制胫骨前进；尽管跖屈肌是否实际推动身体前进存在争议，但近年的研究表明跖屈肌确实为身体向前推进提供部分力；趾离地后小背屈力矩使足趾离开地面。横向与额状面力矩也已被报告，并被认为在步态的力学与病理学中很重要，但其大小与模式缺乏共识——这些平面力矩小于矢状面力矩，更易受测量误差影响（关节轴位置、运动学等）。额状面膝关节外展力矩（adduction moment）已被认为与膝骨关节炎的发生、进展以及疼痛相关；减小外展力矩的治疗包括外侧鞋楔、外翻应力支具、胫骨高位截骨术等。

支持力矩（support moment）：Winter 提出的支撑期支持力矩是下肢矢状面内（将所有使身体远离地面或支撑身体的力矩视为正）力矩的代数和，其在支撑期始终为正，表明肌肉在承重期整体起支撑与防止塌陷的作用。文献表明支持力矩在不同试验间一致，但个体间在各分力矩上存在差异，显示正常运动系统可以以不同方式提供支撑。临床上一个股四头肌无力的患者可以通过增加髋伸肌和比目鱼肌活动来代偿，以增加髋和踝对净支持力矩的贡献。

地面反力（GRF）：地面反力随支撑期变化并直接与身体质心加速度相关。质心高度在双支撑期低、单支撑期高；质心在从右支撑到左支撑时左右移动。地面反力通常以三组分描述：垂直反力、前后剪力与内外剪力。垂直反力曲线在正常步态中呈"双峰型"（图 48.18），两峰均超过 100% 体重（对应质心向上加速），峰间的谷低于 100% 体重（对应单支撑期质心最低）；Examining the Forces Box 48.2 由 \(\sum F_Y = ma_Y\) 推得 \(GRF = W + ma_Y\)，直观解释了为何身体向上加速时 GRF 大于体重、向下加速时小于体重。垂直反力在触地后还出现一个短而高的冲击峰。关节炎患者因步速降低，垂直反力的峰谷差异减小（垂直加速度减小），这可能是减少关节载荷、保护疼痛关节的适应性改变。前后剪力在支撑前半对足施加一向后的力（称为减速期，deceleration phase），中支撑时变为向前剪力以推进身体，整个支撑后半称为加速期——冰上行走因摩擦小、前后剪力小，前进困难；不存在前后剪力时身体无法前进。内外剪力较小、变异性大，与身体在两足间左右移动有关。整个 GRF 向量（三个分量的矢量和）在三个平面上对下肢关节产生外力矩；实际计算应使用三分量或向量。足底压力中心（COP）路径在正常足从足跟后内侧经中足到前足，再向内侧偏向拇趾；不能滚过疼痛的脚趾、膝突然过伸等步态异常均会改变 COP 路径模式。

48.6 步态的能量学：功率、做功与机械能（Energetics of Gait: Power, Work, and Mechanical Energy）

正常步态在自由步频下耗氧量低于快走或慢走，是一种效率很高的运动。步态效率依赖于肌肉力学控制（前述）以及肢段间的协同运动带来的机械能守恒。

关节功率：机械功率等于力乘线速度，旋转运动中等于力矩乘角速度：\(P = M \cdot \omega\)（式 48.4）。功率反映肌肉在控制运动中的角色——向心收缩时为正（肌肉做正功），离心收缩时为负（身体吸收能量）。功率也可表为做功除以时间（\(P = W/t\)），其中 \(W = M \cdot \theta\)（式 48.5）；因 \(\omega = \theta/t\)，有 \(P = M \cdot \theta/t\)（式 48.6）和 \(P = W/t\)（式 48.7）。Pogo 棒是这一正负功率的生动示例：落地时身体重量对棒做功、弹簧吸收能量，起跳时弹簧释放能量、对身体做功。关节功率分析（图 48.22）显示：（1）髋在承重反应（髋伸展）和支撑末期（髋屈曲）出现两次正功率生成，两期均为向心收缩；（2）膝只有一个短暂的正功率生成，功率量值较小；（3）踝在支撑末期跖屈肌向心收缩时产生可观的正功率，其大小远大于其他肌群；（4）跖屈肌特别是腓肠肌为下肢提供主要的前进推进动力。临床上老年与下肢肌力减弱者的踝跖屈功率下降、髋屈肌功率代偿性增加，可部分解释其步速与步长的下降与代偿策略；这些功率分析同时为脑瘫等中枢神经系统疾病的步态异常提供更深入的力学理解。

机械能：步态的周期性运动与肌肉储存能量的能力赋予其内在的效率。步态可被描述为身体在支撑腿上反复摆动的"倒立摆"；钟摆的机械能在势能与动能之间转换，维持摆动几乎不需额外输入。势能 \(PE = mgh\)（式 48.8），动能 \(KE = \frac{1}{2}mv^2 + \frac{1}{2}I\omega^2\)（式 48.9）。理想情况下，势能与动能完全转换，理想过山车在无能量损失时能持续运行（势能最大时动能最小，势能最小时动能最大）。对肢体节段机械能的研究表明：摆动开始和结束时，远端腿段的能量变化大部分可通过动能与势能之间的交换来解释；正常自由速度下这种能量交换更优，稳定行走时比启动时更佳；评估步态中的能量传递可反映其效率，并提示"最小化机械能耗"可能是正常步态的支配性特征。

肌肉吸收与产生能量的能力贡献于步态的整体效率，并解释了为何许多运动可以在没有肌肉收缩的情况下完成。能量在相邻肢段间流动——像撑杆跳中能量在运动员与撑杆之间流动，或"打鞭"游戏中能量在儿童间传递。步态中肌肉释放的大部分能量储存在肌肉的被动弹性成分内，并在肌肉拉长阶段被释放以推进肢体而不需额外肌收缩。跖屈肌在推离期产生的能量被动传递到腿与大腿，辅助启动摆动；腘绳肌在摆动末期吸收的能量则在着地时传递到躯干，辅助躯干前进。段间能量传递依赖于前述各关节角度变化的正常顺序。关节僵硬（如关节炎患者僵直的膝）使跖屈肌的能量无法向大腿传递；帕金森综合征患者的全身僵硬使能量难以通过下肢进入躯干；多发性硬化患者的研究显示步行代谢成本与膝快速屈伸能力呈反比，进一步支持"通过膝的能量传递受限导致步行效率下降"的解释。

48.7 影响步态参数的因素：性别、步速与年龄（Factors That Influence Parameters of Gait — Gender, Walking Speed, Age）

性别：女性步频比男性高、跨步比男性短；当用身高归一化距离参数时，女性呈现相同或略大的跨步长。一项对 99 名同年龄男性与女性的直接对比研究显示关节运动学有统计学差异（约 2–4°），但临床意义可忽略；该研究还报告女性在初始触地时膝的伸展力矩更大、预摆动时膝的屈曲力矩更大、髋膝踝处的功率吸收/生成均增加。另一项研究未发现支撑期膝屈伸或内外翻力矩的性别差异。总体而言，性别间在某些步态动力学变量上存在细微差异，但这些差异都不足以解释女性膝骨关节炎的高发。

步速：步速影响多项步态参数。步频、步长、跨步长均随步速增加而增加、随步速降低而减小；步速增加会提高某些时空参数（如步宽）的变异性；关节角度位移一般随步速增加而增加，但变化与关节和方向有关，近端关节位移的增加与跨步长增加有关。步速增加还会增加地面反力、改变肌肉活动模式——峰值肌活动一般随步速增加而增加；肌肉活动持续时间在非常快或非常慢的步速下都可能增加；自由步速下的肌肉活动最可重复。与之相应，关节力矩和反力也随步速增加；下肢各关节的机械功与功率也随步速增加；髋屈伸肌对推进的相对贡献随步速增加。临床上许多步态异常（如腰背痛、脑卒中、偏瘫、前交叉韧带撕裂患者）表现为步速降低、步长与关节位移减小；这些变化究竟是步速变化的结果还是损伤本身的结果，临床医生必须判断：若治疗目标是改善步态模式，必须分辨哪些步态特征是步速本身引起、哪些是损伤本身导致。

年龄：年龄对步态的影响显著——既表现在幼儿获得稳定双足步态的发育过程，也表现在老年人步态的退化。幼儿步态以大幅侧倾、骨盆前旋极少为特征；成熟后躯骨盆相位错开、模式更平滑。年龄相关的步态改变是否完全是老化的正常结果，还是反映了神经肌肉骨骼系统功能障碍，文献仍不清楚。表 48.4 列出文献中常报告的与年龄相关的步态变化：步速降低、步频增加、步长与跨步长缩短、双支撑时间增加、关节角度位移降低（或不变）、肌活动增加、关节功率（髋伸与跖屈的功率生成减少，髋屈的功率生成增加）变化、步态变异性增加、步行能量消耗增加。年龄增加伴随的步速下降是最一致的发现，但许多其他年龄相关变化与单纯步速变化所引起的变化一致——很多老年人的步态变化可能继发于步速降低。然而即使在控制步速之后，老年人仍表现出步态变异性增加、步行能量消耗增加。老年人的步速下降与体能水平及其他因素有关：合并关节障碍、股四头肌/跖屈肌/髋屈肌力量、髋膝被动活动度、最大摄氧量都能部分解释步速下降。临床医生评估老年人步态时必须改变"正常"标准——老年人在慢速下行走不能与年轻人较快步速比较；治疗老年人步态障碍时最有效的方式可能是直接针对降低步速的因素，包括股四头肌、跖屈肌、髋屈伸肌力量。

48.8 本章小结（Summary）

本章综述了正常步态的运动学与动力学变量。运动学变量包括整体的时间与距离参数以及各关节的离散位移模式；尽管存在受试者内与受试者间变异，文献所报告的代表性数值仍为正常步态提供参考。矢状面关节位移最大、模式与顺序呈刻板化，正常步态中髋、膝、踝几乎不同时向同一方向运动。下肢主要肌群的活动持续时间通常很短，特征为先离心收缩后向心收缩；多数情况下关节运动在肌肉活动停止后仍继续。

动力学变量包括地面与关节反力、肌力、关节力矩、关节功率与机械能。动态平衡原理用于推导肌肉与关节反力、关节力矩与关节功率。与运动学变量相似，动力学变量也存在受试者内与受试者间变异，反映个体与群体间的正常变异；动力学参数对测量程序差异也很敏感。动力学变量揭示了步态产生大肌力与大关节力的特点；动力学分析同时显示了正常步态的高效率——能量储存与释放减少了肌肉为完成运动所做功的总量；神经肌肉骨骼系统的损伤会降低步态效率。

最后，本章讨论了影响步态的因素——性别、步速、年龄，并指出步速与年龄对步态的影响存在复杂相互依赖，临床医生在评判个体步行表现时应将这些因素纳入考量。

本章个人批注

本章是 Oatis 整本书的最后一章，也是运动学部分的"集成"章：之前各章逐步展开的关节结构、肌肉力学、材料力学知识在本章被应用于一个真实而复杂的全身任务——步行。我特别注意到作者在介绍肌肉活动时反复回到"先离心后向心"和"肌肉激活只是给一个初始推力、运动在肌肉停止活动后继续"这两个观点；这两个观点实际上把肌肉与运动学章节里提到的"力矩-角速度-功率"逻辑闭环起来：肌肉产生力矩，力矩乘以角速度是功率，功率是肌肉做功或吸收能量的瞬时度量，"先离心后向心"则在功率曲线上呈现为负到正的双相波，跖屈肌的最大正功率峰值（图 48.22）就是这一逻辑最直观的体现。

另一个印象深刻的是"倒立摆"与"能量段间传递"两节——这是把步态效率问题从肌肉层面下移到力学层面的关键。Oatis 用过山车和 Pogo 棒做类比，把抽象的"势能-动能"转换讲得相当直观；这一节也是临床应用上最容易被忽视的——"僵直的膝"为何会导致整体能量传递受阻、为何僵硬患者步行耗能增加，并不是因为单块肌肉出问题，而是因为关节失去了"中间换能器"的作用。这是一个面向康复工程的关键概念。

我对文中两个小细节存疑：（1）Murray 报告髋在 50% 周期时呈 10° "过伸"；Oatis 明确指出这是表观的、源于骨盆在水平面与矢状面的位移，髋关节本身几乎不出现过伸——这一观点与我之前在第 38 章笔记中讨论"髋的伸展"是吻合的，但临床上仍有许多教材把 10° 当作真伸展。（2）"支持力矩"在文献中常被简单报告为正数，但 Hof 2000 指出这一代数和的解读方式有争议（正负号约定的细节），阅读相关文献时应核对方程约定。

与上下章的衔接（一段话）

本章处于 Part V（POSTURE AND GAIT）最后一章的位置。Part V 此前两章分别讨论直立站姿（第 47 章）以及足踝的力学与肌肉活动（第 45、46 章）；直立站姿本质上是"双支撑、单速度"的步态子集，但作者用整整一章来描述直立的对线、摇摆与常见姿势异常；第 47 章的"姿势对线"为第 48 章的"步态对线"提供基线——人在行走时身体对线虽然与站姿相似但绝不等同，步行时身体处于单支撑、双支撑交替、持续推进的状态。第 45、46 章对足踝的解剖与肌肉活动分析则是本章矢状面、额状面足运动与足底压力中心叙述的力学基础。Part V 的最后两章实质上构成"姿势-运动"梯度——从静到动、从单关节到全身——为整本 Oatis 把前面 47 章的"结构-力学"知识"装回"到完整的人体任务中。本章的"影响步态的因素"（性别、步速、年龄）也是后续临床内容（如脑卒中、髋膝关节置换术后步态评估等）的入口；而把"能量传递"与"关节僵硬"关联起来的论述也是康复医学对步态障碍理解的力学基础。