stroke gait

Transcription

1 第一章緒論 1.1 簡介 腦中風腦中風是由於腦中血管因阻塞或破裂出血而導致局部腦功能障礙, 因此腦中風又稱腦血管疾病 依其發生的原因可區分為出血型與阻塞型 出血型即因腦血管破裂出血而造成局部腦組織受血塊壓迫而壞死 ; 阻塞型則是因腦血管受阻塞而使阻塞末端的腦組織得不到血液的供給而壞死 一般而言, 出血型的死亡率較阻塞型來的高 依據統計在台灣, 出血型與阻塞型的發生比率比值為 1:1.5, 台灣出血型的發生率約高出歐美國家 3.5 倍之多, 每年腦中風之罹患者約為 35,000 人, 死亡者約為 15,000 人 [1] 依據其造成腦部損傷的區域來分又可分為前大腦動脈區 中大腦動脈區 後大腦動脈區 又依其好發的出血位置又可分為被殼區 ( 佔出血型之 41%) 視丘區( 佔出血型之 23%) 被殼視丘區( 佔出血型之 9.7%) 下皮質白質區( 佔出血型之 9.3%), 腦幹 ( 佔出血型之 6.5%) 和小腦 ( 佔出血型之 5.9%) 因大腦各區其所掌管的功能不同, 當中風影響的區域不同時亦會造成不同的臨床表現 一般來說, 患者可能出現的問題為運動神經障礙 感覺障礙 語言障礙 智力減退 認知障礙 情緒異常及運動失調等後遺症 [2] 中風之後常伴隨有步行功能的異常, 其原因為中風後會出現 : 一 肌肉選擇性自主收縮的能力降低 ; 二 協同動作 (synergic pattern) 的產生 ; 三 肌肉張力異常 ; 四 平衡機制受損 ; 五 感覺缺損 ; 六 作用 1

2 肌與拮抗肌的不協調 ; 七 協調能力降低 ; 八 肌肉作用之時間及力量大小的異常, 這些都會影響到步行的表現 依據統計約有 25% 的中風存活者無法獨立行走, 而 50% 在中風三個月後其步行速度依然不及正常者 [3] 在中風後的治療中, 行走能力的改善是最為病人及家屬所關切的, 而治療最終目標的日常生活功能獨立, 也建築於獨立行走能力的基礎上 因此我們可以說行走能力的好壞, 是病人恢復最主要的關鍵所在 輔具的使用能獨立行走的中風病人中, 約有 75% 的人必須使用拐杖協助他們, 以增加站立或行走的穩定性 拐杖所提供的功能主要為 : 一 增加支持的底面積 [4]; 二 減輕患側肢的承重 [5]; 三 協助位移時的加速及減速 [6]; 四 減少在位移時重心的搖擺 [7,8,9]; 五 減低能量的消耗 [10] 由此可知拐杖對中風患者來說, 是一項非常重要的輔助用具 步態分析步態分析是一個系統性的測量, 描述和評估量化人體步行時的特徵 藉由步態分析可以獲得步行時的時間 空間參數, 運動學, 動力學和肌電訊號等資料 時間 空間參數包括有步速 (velocity) 步頻 (cadence) 步幅 (stride length) 單腳支撐期, 雙腳支撐期和擺盪期在步態週期中的比例等值 而運動學方面的分析是對於肢體在空間中運動的探討, 如骨盆, 大腿 小腿 足部在步態週期中線性及角度位置, 速度, 加速度等參數 利用運動學所得到肢體於空間中的位置, 可以計算出身體重心於空 2

3 間中飄移的情形, 進一步分析重心飄移的速度及加速度, 可用來代替行走時的穩定性及能量的消耗情形 [11] 動力學方面的分析是針對造成運動機制的探討, 如地面反作用力, 各關節反作用力, 關節力矩, 以及功率 動力學資料不可用肉眼觀察, 且需要用更多設備才能取得, 所以複雜性較運動學高 力矩主要是指身體對外在負荷的內部反應 ; 所以關節淨力矩主要指其關節周圍所有肌肉和軟組織在某個平面的淨力矩和 通常力矩可以顯示那一肌肉群, 正屬於支配 (dominant) 期 關節功率為代表關節周圍所有肌肉產生或吸收能量的淨速率, 亦即表示肌肉的收縮型態 功率產生 (power generation) 則是當肌肉向心收縮時, 肌肉力矩作用的方向與關節角速度相同, 對肢體有加速和前進作用 ; 而吸收功率 (power absorption) 則為肌肉離心收縮時, 肌肉力矩作用方向與關節角速度方向相反, 有肢體減速和吸震作用 肌電訊號與動力學資料配合可以獲得更多特定訊息, 如幫助判斷淨關節力矩的產生是由於肌肉或是軟組織 另外與正常肌電訊號比較, 也可知道肌肉活化的時間大小是否合適 步態分析結果, 提供客觀且同時性的三度空間資料 優點包括屬於動態性報告, 可彌補臨床靜態性檢查的不足, 可幫忙區別出主要的問題與補償性機轉 除此之外, 這些資料也可永久保存, 作為治療前後的評估, 成為客觀的研究報告 因此, 應用範圍很廣, 包括骨科 復健科 神經科 和義肢裝具等方面, 已經成為治療前的診斷 評估 ; 以及治療後效果偵測的最佳工具 3

4 1.2 文獻回顧隨著醫療品質的提昇, 大大地減少了中風發生後的死亡率 而存活者所產生的肢體障礙問題也就更形重要, 因此愈來愈多的學者投入研究中風病人的步態分析及治療方式, 希望提供存活者更好的生活品質 一般相信中風後前 3 個月是動作功能恢復的黃金時期, 而後進步速度變慢直到 6 個月到達一個平原期 [12-15] Richards et al.(1992) 針對中大腦動脈阻塞患者作長期追蹤發現動作恢復大部分發生於前 6 週 [16] Friedman(1990) 評估 197 位中風病人, 發現在第 7 天時有 57% 的患者無法行走, 而其中 40% 的人分別於第 個月時可以獨立行走 若在第 7 天則可在他人的扶持下行走則有 95% 分別在第 個月時可獨立行走 因此早期行走的能力與預後行走功能是有相關性的 [25] 關於中風癒後的預測,Gowland(1982) 發展出一個迴歸方程式, 來預測接受復健後感覺動作恢復的程度, 共有 23 個臨床變數, 其中下肢恢復的期別與中風後的時間是最重要的預測因子 [17] 發生中風時的嚴重程度 [18-20], 年齡 [18] 和下肢的肌力強弱 [19,20] 都是病人是否能獨立行走及功能性癒後的預測指標 癒後的預測是決定病人治療計劃時的一個重要考量, 準確的預測必須有賴準確完整的評估方法 [21] Bohannon (1987,1990) 發現在中風患者慢性期, 他們的下肢肌力的強弱與其步行速度呈現正相關 [22,23], 因此在臨床評估的動作控制 平衡可用來預測其行走速度 獨立性及步態表現 [24] Jorgensen et al.(1995) 發現恢復的平原期發生在前 11 週, 但其中 80% 在前 5 週即到達平原期, 且認為復原的時間與復原的速度和步行功能損傷的程度及下肢麻痺的情形有相關性 [26] 拐杖對中風病人是非常重要的輔助用具 基本上拐杖是一種使上肢 4

5 的功能延伸成類似正常下肢的功能來提供支持 平衡 載重的工具 正常地使用拐杖, 可以增加耐力 減輕疼痛和疲乏, 其原因可能是其可使步態較趨近正常及讓肌肉有效率地使用 [27] Ely 和 Smith (1977) 針對髖關節的病人作研究, 發現使用拐杖能增加步長, 擺盪時間並降低垂直方向的作用力 Dean 和 Ross(1993) 調查拐杖的處方 (cane fitting), 包括有專門的拐杖處方者 (cane fitter), 拐杖的把手和拐杖的長度是否能改善功能並減低跌倒的頻率 其對象是針對某一社區出入四個購物中心的使用拐杖人口作調查, 發現人們使用拐杖的原因是因關節問題者佔 39%, 一般性平衡困難者佔 30%, 有合併關節及平衡問題者佔 15%, 神經性問題者佔 10%, 其他佔 7%, 拐杖能有效增加使用者的自信及功能性活動, 研究同時發現, 有無專業的拐杖處方者, 拐杖的長度或拐杖的把手不同, 均與功能及跌倒頻率無關 [29] Milczarek et al.(1993) 針對 14 位中風病人, 測量其使用標準拐杖 (standard cane) 及四腳拐 (four-footed cane) 對其站立平衡的影響, 結果發現使用標準拐杖比沒有使用拐杖, 其姿勢搖擺 (postural sway) 之內外方向和前後方向的軌跡均有減少且內外方向的位置也有傾向使用拐杖的那一側的趨勢, 但是前後方向的位置並沒有差異 使用四腳拐其姿勢搖擺與重心位置和沒使用拐杖並無差異, 而使用標準拐杖和四腳拐間亦無差別, 所以結論為標準拐杖有助於維持中風病人的站立平衡而使用四腳拐在站立平衡方面並不比使用標準拐杖好 [29] Lu(1996) 研究拐杖長度對腦中風病患穩定度的影響, 其二種決定拐杖長度的方法為 : 一 由手腕遠站橫紋到地面之距, 簡稱為 W-C 型拐杖 ; 二 由股骨大轉子 (greater trochanter) 到地面之距離, 稱 G-T 型拐 結果顯示, 當使用 W-C 型及 G-T 型拐杖站立時, 足底壓力中心的最大移動值, 在前後及左右方向, 都比沒拿拐杖站立時有明顯下降的情形 而 5

6 當使用 W-C 型拐杖站立時足底壓力中心在左右方向的最大移動值, 位移總量及平均移動速度都比沒拿拐杖和使用 G-T 型拐杖站立時, 有明顯下降的情形, 在動態行走時, 當使用兩種不同拐杖行走時, 足底壓力中心左右搖晃的程度, 均無顯著差異 因此可說,W-C 型拐杖對中風病人可提供較好的站穩定性 [30] 由以上的文獻回顧可知雖然拐杖的使用對中風病人來說是非常重要的, 但是只有非常少的文獻在研究此方面, 且只侷限於靜態的穩定度 因此對於動態步行的生物力學需更進一步的研究 而目前用來評估動態步態的方法, 最新最客觀的方式為利用動態分析系統 近年來利用動態分析系統來評估中風病人的步態發現如下 : 時間 - 空間參數 (Spatio-temporal characteristics) 中風病人平均行走速度較正常人低, 且與中風的嚴重程度 發生的期間及年齡有關 依據研究中風的行走速度平均由 0.23 m/s(s.d=0.11 m/s ) 到 0.73 m/s(s.d=0.38 m/s)[31, 32] 步長及步頻 (stride length and cadence) 亦較正常為低 Nakamnra et al.(1988) 發現在速度 0.33 m/s 以下之速度與步頻呈線性關係至 90 steps/min, 若速度大於 0.33 m/s 則步頻不變而增加步長 [33] 在站立期與擺盪期的比例方面, 不論健側或患側其站立期時間與在步態週期所佔之比例均較正常者為長 [34]; 患側站立期所佔的時間與在步態週期上的比例均較健側長 [35]; 中風患者之雙重支持期 (double support) 亦較正常人在正常速度下行走時為長 [35] 6

7 運動學特性 (Kinematic characteristics) 在步態週期中關節角度的變化較被重視,Burdett(1988) 評估 19 位中風病人包括有使用扥足板 (orthoses) 及沒使用者的步態差異, 發現患者行走速度較低 (0.27m/s,S.D=0.17m/s) 作者提出三點結論 (1) 髖彎曲降低在足跟著地期, 髖彎曲增加在足趾離地期, 髖彎曲降低在擺盪中期 (2) 膝彎曲增加在足跟著地期, 膝彎曲降低在足趾離地期與擺盪中期 (3) 踝蹠屈 (plantarflexion) 增加在足跟著地期和擺盪中期, 踝背屈 (dorsiflexion) 降低在足趾離地期 [31] 許多學者研究中風患者行走速度與角度的相關性, 發現在足跟著地及擺盪中期的膝彎曲減少與踝蹠屈增加和行走的速度及損傷的輕重有明顯相關 [35-39] Knutsson(1979) & Olney(1991) 發現中風患者在擺盪期時最大的膝彎曲角度, 健側要比患側大 15~20 度 [36,34] Onley(1991) 將 30 位中風患者依步行速度的快慢分成三組 : 快速組 ( 平均 0.63 ± 0.08m/s),中速組( 平均 0.41 ± 0.08m/s),慢速組( 平均 0.25 ± 0.05m/s) 結果發現,患側在最大髖彎曲角度方面,各組間並無明顯差異,且與正常者比較亦無明顯差異 在髖伸直的角度方面,快速組約較正常大 10 度,而中速組約大 2 度,慢速組則較正常略小;健側也呈現相同的趨勢 最大膝彎曲隨速度變快而變小 患側踝蹠屈的角度在慢速組推進期 (push off) 時角度小於另外兩組為小 ; 健側亦出現相同的趨勢, 但角度較患側為大, 表示健側具有較好的推進力 [34] Wagenaar & Beek(1992) 研究中風患者身體在橫切面旋轉與速度的關係, 結果發現若將步態週期分期來看, 骨盆 胸椎及全身的旋轉角度與步行速度呈線性關係 在速度 0.75m/s~1m/s 之間, 步長延長是由於骨盆的旋轉角度增加的因素 [40] 7

8 肌電圖的特性 (Electromyographic characteristics) 中風病人的肌電訊號, 依中風病人的特性不同會出現很多的變異 Knutsson 和 Richard 試著將這些差異分類 將 26 位慢性中風病人之肌電訊號分成三類 第一類 (type I disorder), 因過度牽張反射而導致在站立前 中期小腿後部肌群出現不成熟的活化 (premature activation of calf muscle) 第二類, 在向心及離心收縮時, 缺乏活化性 (lack of activation), 遠端肌肉出現的機會較近端為多 第三類, 表現出過度的同時活化 (coactivation) 在許多的肌肉群 依據這三類不同的肌電訊號, 使用不同的治療方式, 可更有效的解決病人的問題 [34] Shiavi et al.(1987) 運用 Knutsson 和 Richards 的分類, 再將第三類分成 Type III-S 及 Type III-T Type III-S 表示同時活化出現在站立期 ;Type III-T 表示同時活化出現在擺盪期 另外加入第四類, 代表前三類混合出現 Shiavi 將這四類分法用來評估中風病人位移能力的恢復情形, 評估的時間為發病後 1-10 週至 6-24 個月, 結果於早期 (1-10 週 ) 在患側這四類肌電訊號均有發現, 但在後期所有的分類均改變 異常的模式表現亦出現於健側, 但無法區分是因為神經生理的改變或是因為生物力學上代償的改變所造成的 [35] 動力學藉由動力學的分析可得知造成運動上軌跡變異的原因, 有助於更加了解中風病人的步態特質, 作為提供良好治療方式的依據 [42] 但是卻很少有文獻提供全肢段動力學分析 (full link segment kineticsanalysis) 對於中風偏癱患者來說, 要達成步態的對稱性一直是復健治療所追求的目標 Griffin(1995) 以 34 個步態變數來代表對稱的特質, 他對對 8

9 稱的定義 -- 若在最快的步行速度下, 其步行變數在患者兩側若是相等, 則稱為對稱, 若健側的變數值明顯大於患側則稱為不對稱 結果作者發現了 4 個不對稱的變數, 其與速度具有很高的相關性 此 4 個不對稱變數為 1. 最大髖關節伸展角度 : 在患側明顯大於健側 2. 最大髖關節屈曲力矩 (moment): 在站立後期患側明顯大於健側 3. 患側的髖關節出現較多的負功 4. 整個患側出現較多的負功 作者認為這 4 個變數對於速度增加扮演了很重要的角色 [43] 作者同時認為動力學上對稱性的追求, 無可置疑的是所有復健人員及病人的復健終極目標, 但是時間 - 空間參數及運動學上對稱性的重要性, 仍有所爭議 運動學 動力學的變數是相互影響的, 如何追求運動學及動力學的平衡, 則有待進一步的探討 9

10 1.3 動機及目的 中風病人的步態評估是一個臨床治療者非常想要獲得的資訊, 如何在了解這些參數之後推斷病人的缺損及代償的機轉還是一個有待努力的領域 拐杖的使用對於中風病人來說非常重要, 但是拐杖使用的時機如何, 仍沒有一個明確的答案 如何在功能性 活動性 安全性及美觀性的考慮, 得到一個完整的考量? 仍需要進一步生物力學上的分析 本研究想了解中風病人使用拐杖後其生物力學上的改變是如何? 是否與病人臨床的表現具有相關性? 所以本研究的目的為 : 1. 比較中風病人使用拐杖前後在時間 空間參數 運動學及動態穩定性的差異 2. 比較上述差異是否與病人的臨床表現呈現相關性 10

11 第二章實驗方法 2.1 受試者 受試者選取標準受試者主要來自成功大學醫學院附設醫院的中風病患 中風病患須由醫師依據世界衛生組織 (WHO) 所提出的標準來下診斷 [44] 本實驗選取中風患者的標準 : 1. 第一次中風, 只有單側的腦組織受到損傷 2. 能夠在不使用拐杖及無他人扶持的情況下獨立行走約 10 公尺, 而不會有發生跌倒的危險 3. 體能狀況要能忍受約 2 個小時的測試, 且在步道上至少需間斷性來回 6~12 次或更多 4. 能夠理解並服從測試人員的指令 5. 必須有大於一週使用拐杖的經驗 若病患有下列情況將被排除於本實驗 : 1. 曾經有中風的情形或只有暫時性中風 (TIA) 的狀況 2. 電腦斷層掃描 (CT scan) 發現有多處的損傷 3. 損傷處涉及調節平衡的機制 ( 如小腦 腦幹 ) 4. 有其他神經 骨科及心臟血管疾病, 會影響行走者 ( 如帕金森氏症 老年癡呆症 關節炎 下肢截肢等 ) 11

12 2.1.2 受試者基本資料 符合上述情況者, 共有 15 個病人完成此次實驗,10 個男性和 5 個女性 ; 平均年齡為 歲,( 範圍由 32 歲到 73 歲 ); 身高平均為 162 公分, 範圍由 151~171 公分 ; 平均發病週數為 9.8 週, 範圍由 2~42 週 右側偏癱者共 6 位, 左側偏癱者共 9 位 ; 其中有 5 位出血型, 有 10 位為阻塞型 ; 其餘詳細資料如表 2.1 性別 年齡 ( 歲 ) 身高 ( 公分 ) 中風病人偏癱步態研究病患基本資料 体重 ( 公斤 ) 發病期間 ( 週 ) 中風型式患側肢步行狀況 AFO Br. LE* M. tone # of LE M hemorrhage Left cane AFO III 2 F infarct Left cane AFO III 3 F infarct Right cane III 0 M infarct Right Quadricane AFO IV 1 M hemorrhage Left Quadricane AFO III 2 M infarct Right Quadricane III 1 M infarct Right Quadricane V 2 F hemorrhage Right Quadricane III 2 M infarct Left Quadricane IV 2 F hemorrhage Right cane IV 1 M infarct Left Quadricane VI 1 F infarct Left cane V 2 M infarct Left Quadricane III 2 M hemorrhage Left Quadricane III 2 M infarct Left Quadricane VI 1 Mean 表示 ankle-foot orthosis * 表示下肢的布朗氏分期 # 表示下肢的肌肉張力 表 2.1 受試者基本資料 12

13 2. 2 實驗設備 本實驗所使用的設備主要可分為 : (1) 動態分析系統 (Motion analysis system) (2) 力板系統 (Force plate system) (3) 肌電訊號系統 (EMG system) (4) 軟體 (1) 動態分析系統為 HiRes Expert Vision TM Motion Analysis System (Motion Analysis Corp., CA, USA) 包含六架攝影機 (CCD cameras) 二台 視訊處理器 (VP320 video processor) 工作站 (SUN SPARC workstation) 起動器(trigger) 及 17 顆 1-3/4 英吋的反光球 (markers) (2) 力板系統 (Force plate system) 包含二塊長 50 公分寬 50 公分的 AMTI 力板, 安裝於長 10 公尺寬 2 公尺的步道 二台放大器 (preamplifier) 及二塊類比數位訊號轉換器 (A/D converter) 和 486PC (3) 肌電訊號系統 (EMG system) 包含一個背盒 (back-pack) 和一個介面器 (interface unit), 以及 10 個具有前端放大器的表面電極 表面電極的規格乃由三個直徑 1.25 公分的不銹鋼圓盤 直線式地排列, 中間的圓盤是對地參考電極, 外側兩個為差額輸入電對 ( 即 + - 極 ), 可接受的頻寬為 0~24KHz, 具前端放大器放大倍率為 300 倍 (4) 軟體部份為 Expert Vision OrthoTrak 2.2 Microsoft Excel SPSS 13

14 Camera #1 Camera #3 Camera #5 Camera #6 walking direction walkway:10m*2m force platforms Camera #2 Camera #4 圖 2.1 實驗設備的配置圖 14

15 2.3 工作原理動態分析系統為利用六架攝影機收集反光球反射的光所產生的影像, 而這些光是由攝影機發出光源投射於反光球所產生的, 這些影像的資料經視訊處理器轉換為數位的形式, 經由網路送入工作站, 使用 Motion Analysis Corp. 所提供的 HiRes Expert Vision 軟體辨視處理, 可得到反光球於空間運動之情形 AMTI 力板為利用固定於四個角落的四個感測器量測施於力板的負荷, 一塊力板使用八個頻道輸出電壓值, 經二台放大器將訊號放大送入 A/D Converter 轉換為類比訊號, 而這些訊號經過力的平衡方程式可求出在力板上隨時間變化之作用力及作用點 OrthoTrak 2.2 軟體是利用我們所貼之反光球的相對位置, 定義出固定於各連桿之座標, 以尤拉角 (Euler angle) 的方式, 求出座標與座標在不同時間的相對關係, 可得知二部位之相對運動亦即各關節角度 ; 在另一方面, 由力板系統得到各時刻作用於腳底的反作用力, 經自由體圖及運動方程式, 以逆向動力學 (Inverse Dynamics) 可推得不同時間下各關節的反力和力矩 由各個反光球在空間中的位置, 利用七肢段模型 (seven segemental model / 2 thigh, 2 leg,2 foot, 1 HAT) 配合人體計測資料 [45], 計算出瞬時的身體重心位置 (center of mass), 再將身體重心位置對時間微分, 可求得身體重心位移速度 15

16 2.4 實驗流程 實驗前的準備工作 (1) 校正 : 針對整個步態週期中反光球所活動的空間範圍加以校正, 指左右腳各完成一個步態週期 (gait cycle) 所活動的空間, 校正工作是使用一校正架, 其上有八顆反光球, 其彼此的距離是固定的, 然後利用攝影機收集這些已知其長度及相對關係的校正架資料, 再利用這些資料定義出實驗室之空間座標系, 同時也收集二塊力板的中心座標, 定義力板在實驗室的位置, 即完成校正的工作 (2) 攝影機的擺設位置 : 由於步態實驗所需的空間較大, 而且必須在這範圍內將身上的每一個反光球之位置定義出來, 因此攝影機的擺設位置會影響資料收集之難易 ; 定義空間的點至少需要二架攝影機, 利用六架攝影機找出一個最佳的擺設位置可以互相支援所不能拍攝的區域, 這也是實驗重要的準備工作 (3) 實驗人員 : 每位實驗人員均須十分熟悉整個實驗的過程, 而且同樣的工作均由同一位實驗人員完成, 以排除人為的因素所造成之誤差 實驗步驟當實驗前準備工作完成, 我們即可進行實驗 實驗共分兩組 : 一為使用拐杖組, 一為不使用拐杖組, 所有受試者均完成此二組測試 實驗大致可分為以下四個步驟 : (1) 當受試者到動態實驗室時, 由一位實驗人員帶領他們熟悉環境, 並 16

17 幫受試者穿上緊身衣 (2) 由一位有經驗的物理治療師幫受試者記錄人體計測資料及臨床診斷, 其中包含年齡 身高 體重 腿長 關節寬度 Brunnstrom Stage( 表 2.2) modified Ashworth Scale( 表 2.3) sensory propriception 等 (3) 在貼電極前先用酒精棉擦拭電極與皮膚表面以去除電極表面的氧化層和皮膚的油垢, 再將電極精確地貼上所選肌肉的特定位置 選擇肌肉群主要的考量是下肢表淺的肌肉群 包括 : 髖關節的外展肌 (abductor) 膝關節的伸/ 屈肌 (extensor/flexor) 踝關節的背屈/ 蹠屈肌 (dorsi-flexor/plantarflexor) 即下列五個肌肉群:(a) 臀中肌 (gluteus medium) (b) 股直肌 (rectus femoris) (c) 股二頭肌 (biceps femoris) (d) 內側腓腸肌 (medial gastrocnemius) (e) 脛骨前肌 (tibialis anterior) (4) 將 17 顆反光球貼於下肢, 並帶領他練習走幾趟, 使其能自然的行走於步道上 ; 有關反光球之貼法採用一般步態分析的貼法, 反光球所貼之位置如圖 2.2 (5) 此時即可收集資料, 每個受試者至少收集六次成功完整的資料, 包括三次使用拐杖及三次不使用拐杖, 最後將這些資料分別建檔儲存 17

18 Acromion Right and Left ASIS Sacrum top in line with the spinal plane Mid-thigh-cuff with marker on wand Knee directly lateral to axis of ration Mid-shank-cuff with marker on wand lateral malleolus,right and left Foot between second and third metatarsal heads Heel 圖 2.2 反光球貼附之位置 18

19 Stage 1: No voluntary movement of affected limb detectable. Stage 2: Weak basic limb synergies initiated and spasticity is developing. Patients unable to walk along until Stage 3 is reached. Stage 3: Voluntary initiation of limb synergies of sufficient degrees to show substantial joint movements. Spasticity is often marked. Stage 4: Movements outside limb synergies present and spasticity may be less. Stage 5: Selective control of movements outside synergic patterns with further reduction of spasticity. Stage 6: Patient can perform isolated joint movements. 表 2.2 Brunnstrom Stage 0 = Hypotonic 1 = Normal tone - no resistance to passive movement 2 = Mild increase - catch and release or minimal resistance throughout ROM 3 = Moderate increase - catch, followed by moderate resistance to passive movement throughout the remainder of ROM 4 = Severe increase - considerable resistance to passive movement throughout ROM 表 2.3 Modified Ashworth Scale for muscle tone 19

20 2.5 資料處理及分析利用人體運動及動態實驗室之動態分析系統 (HiRes Expert Vision motion analysis system) 來收集三維的運動學資料, 其中包含六台攝影機, 以 60 赫茲 (Hz) 的取樣頻率 ( sampling rate), 收集貼於身體上的反光標記之運動軌跡, 計算出下肢各關節及骨盆的三維運動學資料 (kinematics data); 而另一方面, 同時利用測力板 (force plates) 以 1000 赫茲 (Hz) 的取樣頻率收集力板作用於腳底的反力, 結合運動學資料, 可以計算出下肢各關節的淨作用力及力矩, 而求出動力學資料 (kinetic data) 除了採用上述二套系統同步收集計算運動學及動力學所需的資料外, 實際計算時, 還需要人體計測資料 ( 包含下肢的質量 質量中心 旋轉慣性矩 身高 體重等 ), 而此方面的資料在台灣尚很缺乏, 所以採用與我們體型相近的日本人的人體計測資料 資料分析主要可分成三個方面 : 時間空間參數 (Time-distance parameter) 運動學 重心變化參數(center of mass), 我們分析這三方面的資料均對整個步態週期 (gait cycle) 加以分析, 參考 Sutherland 學者的分期方式, 將步態週期依 heel (foot) strike opposite toe off opposite heel(foot) strike toe off heel (foot) strike 五個動作分期如下圖 2.3 再將 heel (foot) strike opposite toe off opposite heel (foot) strike toe off heel (foot) strike 五個動作分期分成健側與患側, 依序改為 affected heel (foot) strike( 簡稱 AHS) sound toe off ( 簡稱 STO) sound heel (foot) strike( 簡稱 SHS) affected toe off( 簡稱 ATO) sound heel (foot) strike ( 簡稱 SHS) 20

21 圖 2.3 步態週期 (Gait cycle) 的分期 ( 本圖摘錄自 Sutherland 學者所發表的著作 The development of mature walking 一書第 145 頁 ) 如圖 2.3 所示, 由 AHS 至 STO 為患側在前的雙腳站立期 (initial double support), 由 STO 至 AHS 為患側單腳站立期 (single limb stance), 由 SHS 至 ATO 為健側在前的雙腳站立期 (second double support), 由 ATO 至 AHS 為患側擺盪期 (swing) 又稱健側單腳站立期, 共分成四個期間, 我們記錄每位受測者在這些代表性的動作發生時的步態資料 統計方法以無母數的 Wilcoxon Singned-Rank Test 比較是否使用拐杖兩組之間的差異, 以 Mann-Whitney U test 來比較四個分期間有無差異, 再以 Kruskal-Wallis H test 將四個分期兩兩相比, 並以線性迴歸來看分期與時間空間參數是否具有相關性 p<0.05 為具有明顯差異 21

22 第三章結果 本實驗的受測者共有 15 位, 其中 6 筆資料可用來計算動態肢體重心有 15 筆資料用來計算時間空間參數及運動學的角度, 這 15 人中有 8 位為布朗氏分類 (Brunnstrom stage) 的第三分期 (stage 3), 有 3 位為第四分期 (stage 4), 有 2 位為第五分期 (stage 5),2 位為第六分期 (stage 6) 3.1 時間 - 空間參數以多變數分析 two way ANOVA 分析不同種類的拐杖 中風的型式 患側肢的差異 年齡 發病期間 副木 ( ankle-foot orthosis) 的使用 本體感覺的缺損是否對使用拐杖前後差值的時間空間參數造成影響, 結果發現並無統計學上的差異亦無加乘的效果 使用拐杖前後之比較經由 Wilcoxon matched-pairs signed-rank test 比較發現使用拐杖後在時間參數上速度並無統計學上的差異, 而步頻的降低及步伐時間增加有統計學上的意義 (p<0.05), 如表 3.1 在空間參數上, 步伐長 (stride length) 及患側步長 (affected step length) 均增加且具統計學上的差異 (p<0.05), 而健側的步長 (sound step length) 則無統計學上的差異 步寬 (step width) 減少及 plevic width/ankle spread radio 增加均有統計學上的差異 (p<0.05), 如表 3.2 由支撐時間參數的平均值來看, 使用拐杖後患側總支撐百分比及單腳支撐百分比, 略有增加, 但無統計學上的差異 (p>0.05), 如表 3.3 以步態週期的百分比來看, 使用拐杖與否不影響步態週期的改變 22

23 若將使用拐杖與否與正常人來比較, 結果不論使用拐杖與否均與正常人 有統計學上的差異 (p<0.05) 如表

24 Temproal Parameters Without cane With cane Normal (N=15) (N=15) velocity, cm/sec 29.02± ± cadence, steps/min* 67.20± ± stride time, sec* 2.02± ± * 表示使用拐杖組與未使用拐杖組比較,p<0.05 表 3.1 時間參數 Spatial Parameters Without cane (N=15) With cane (N=15) Normal stride length, cm* 49.54± ± affected step length, cm* 28.64± ± sound step length, cm 20.90± ± step width, cm* 19.85± ± pelvic width/ankle spread ratio* 1.01± ± * 表示使用拐杖組與未使用拐杖組比較,p<0.05 表 3.2 空間參數 24

25 Support Time Without cane With cane Normal (N=15) (N=15) affected side total support, % cycle 69.57± ± sound side total support, % cycle 79.21± ± affected side single support, % cycle 20.55± ± sound side single support, % cycle 30.00± ± affected side double support, % cycle 19.17± ± sound side double support, % cycle 30.29± ± * 表示使用拐杖組與未使用拐杖組比較,p<0.05 表 3.3 支撐時間參數 Gait event Without cane With cane Normal (N=15) (N=15) affected side heel strike, % cycle 0.00± ± sound side toe off, % cycle 18.90± ± sound side heel strike, % cycle 39.02± ± affected side toe off, % cycle 69.57± ± affected side heel strike, % cycle ± ± sound side toe off, % cycle ± ± * 表示使用拐杖組與未使用拐杖組比較,p<0.05 表 3.4 步態週期參數 25

26 3.1.2 以不同分期 (Brunnstrom stage) 來看拐杖使用與否的差異 第三期 (stage 3) 第四期(stage 4) 的受試者, 使用拐杖後步伐長增加, 患側步長增加及步寬降低, 具有統計學上的差異 (p<0.05), 如表 3.5 第五期 (stage 5) 及第六期 (stage 6) 使用拐杖前後所有參數均無統計學上不同 比較不同分期間使用拐杖前後差值的不同使用拐杖前後的差值, 為使用拐杖後的參數值減使用拐杖前的參數值, 再比較不同分期 (stage) 其差值, 是否有所差異, 結果以無母數的 one way ANOVA 比較各分期間並無明顯不同, 若以 Wilcoxon signed-rank test 兩兩相比結果發現第三分期與第四分期中步伐時間的差值有統計學上的差異 (p<0.05) 第三期與第六期間患側步長的改變具有統計學上的不同 第三 四期比第五 六期其中患側單腳站立期所佔百分比之差異具統計學上的不同 第四期與第五期, 第五期與第六期均無統計學上的差異, 如表 3.6 若將使用拐杖前後參數值的差值與不同分期作線性迴歸則發現速度 = * stage 且具有統計學上的差異 (p<0.05), 亦即分期 (stage) 與速度呈現負相關, 也就是說分期越高使用拐杖與否的差異就愈小 26

27 stage3 stage4 stage5 stage6 Spatotempral Parameter Without With Without With Without With Without With cane cane cane cane cane cane cane cane stride length, cm 46.56* 54.6 * affected step length, cm 28.17* * step width, cm 20.69* *, 表示使用拐杖組與未使用拐杖組比較,p<0.05 表 3.5 不同分期的時間 - 空間參數 * Spatotemparol Parameter velocity, cm/sec cadence, steps/min stride time, sec stride length, cm affected step length, cm sound step length, cm Stage 3 (N=8) Stage 4 (N=3) Stage 5 (N=2) Stage 6 (N=2) mean SD mean SD mean SD mean SD * * step width, cm affected side single support, % cycle * 表示 stage3 與 stage4 比較,p<0.05 表示 stage3 與 stage6 比較,p<0.05 表示 stage3,4 與 stage5,6 比較,p<

28 表 3.6 使用拐杖前後的差值 28

29 3.2 運動學參數骨盆前後傾斜角度 10 PELVIC TILT Post (Degree ) Ant Gait Cycle % Normal range With cane Without cane 圖 3.1 骨盆前後傾角度 使用拐杖組與未使用拐杖組的骨盆前後傾斜角度均落在正常範圍 內, 但較偏向前傾可能是由於中風患者臀伸直肌較無力所致 兩組間並 無明顯差異 29

30 髖關節彎曲伸直 40 HIP EXT/FLEXION Extention ( Degree ) Flexion a Gait Cycle% Normal range With cane Without cane 圖 3.2 髖關節彎曲伸直 在整個站立期, 中風患者的髖伸直角度均較正常者為小, 尤其是在健側腳著地後至患側腳腳趾離地前更為明顯, 主要原因是髖伸直肌較無力所致, 在此時未使用拐杖組的髖伸直角度比使用拐杖組更小 a 點為健側腳著地期, 此時髖伸直角度應趨於最大, 在此點使用拐杖組與未使用拐杖組髖關節角度有明顯統計學上的差異 (p<0.05), 使用拐杖組的髖伸直角度較大且趨於正常值 此可證明拐杖有協助髖伸直肌的作用, 增加髖關節的伸直 30

31 膝關節彎曲伸直 Extention ( Degree ) Flexion KNEE EXT/FLEXION b a Gait Cycle % Normal range With cane Without cane 圖 3.3 膝關節彎曲伸直 如圖所示, 中風患者在站立前期缺乏了一個膝彎曲的動作, 而在擺盪前期則出現膝彎曲不足的現象 在站立前中期不論使用拐杖與否均落在正常值的範圍內, 但在 a 點, 健側腳趾離地時, 使用拐杖組, 其膝關節角度較未使用拐杖組更為伸直, 有統計學上明顯差異 (p<0.05), 且更為趨近正常值, 在站立後期及擺盪期, 正常值應先由膝伸直至最大膝彎曲, 再由最大膝彎曲轉成膝伸直, 中風患者也是表現出此種模式, 但是最大膝彎曲角度值卻較正常值小了 20~25 度, 而使用拐杖組的最大膝彎曲角度較未使用拐杖組的膝彎曲角度大, 且更接近正常模式, 所以使用拐杖有助於增加擺盪期的膝彎曲 ( 如點 b) 31

32 踝關節背蹠曲 (ankle dorsiflexion/plantar-flexion) ANKLE DORSI/PLANTAR-FLEXION Plantar ( Degree ) Dorsi a. b Gait Cycle% Normal range With cane Without cane 圖 3.4 踝關節背蹠屈在站立期正常踝關節的角度由於重心的作用會以腳跟為軸心先作一個蹠屈的動作, 稱為 first rock 而後由於對側腳往前跨步, 踝關節會被動地產生一個以踝關節為軸心的背屈動作, 稱為 second rock 接著脛後肌作用產生一個以腳趾為軸心的蹠屈動作而產生向前推進的力量, 稱為 third rock 最後在擺盪期脛前肌作用產生一個背屈的動作使腳趾能順利離地向前跨步 如圖所示, 中風患者在擺盪期由於脛前肌無力無法完成一個背屈的動作, 而使著地後的 first rock 消失 站立後期, 也因為脛後肌無力而使 third rock 消失, 無法產生一個有效的推進力 使用拐杖組比未使用拐杖組在 a 及 b 點有較明顯的 second rock 及 third rock 所以使用拐杖組比未使用拐杖組有較強的推進力 32

33 骨盆左右傾斜角度 PELVIC OBLIQUITY 6 Down (Degree) Up 4 b. 2 a Gait Cycle % Normal range With cane Without cane 圖 3.5 骨盆左右傾角度 在站立前期, 正常骨盆由零度轉變為同側骨盆上揚至 3~4 度, 而站立中後期, 同側骨盆則由上揚而變為下傾至 -3 度 但中風患者不論使用拐杖與否站立前中期均呈現由同側骨盆上揚角度 3~4 度下傾至 0~1 度, 而後期又由下傾變為上揚 在 a 點, 健側腳趾離地期, 使用拐杖比沒使用拐杖組的角度值較趨於正常值, 且具有統計學上的差異 (p<0.05) 表示在拐杖的輔助下, 拐杖能分擔患側的承重, 協助臀中肌作用以降低 Trendelenburg sign 而在站立後期及擺盪前期, 不論使用拐杖與否患側骨盆均有大幅上揚的趨勢 ( 如 b 點 ), 表示中風患者利用 hip hiking 的方式來協助患側肢順利擺盪, 而拐杖的使用並沒有改善 hip hiking 的現象 33

34 髖關節內外展 Abduction ( Degree ) Adduction HIP ABD/ADDUCTION a. c. -5 b Gait Cycle % Normal range With cane Without cane 圖 3.6 髖關節內外展 在站立期與擺盪期中風患者髖關節角度較偏向外展, 主要是由於站立期重心不穩, 所以步寬增加而使外展角度增加, 而擺盪期由於髖彎曲 膝彎曲 踝背屈不足, 故以增加外展角度來使腳趾順利離地 在站立前期正常應呈現內收 (hip adduction) 角度增加直到對側腳趾離地 a 點為健側腳趾離地期, 使用拐杖組比沒使用拐杖組有較大的內收角度, 也較趨於正常值, 顯示使用拐杖組有較接近正常重心轉移的模式, 當重心轉移至患側, 健側盆骨下傾, 連帶使患側髖關節內收角度增加 在站立中後期使用拐杖組的髖關節角度很快的由內收轉為外展, 模 34

35 式較接近正常者, 未使用拐杖組由內收轉為外展的角度變化較慢 b 點為患側腳趾離地期, 使用拐杖組角度較外展, 未使用拐杖組則較內收, 兩者具有統計學上輕微的差異 (p<0.1) 可能是未使用拐杖組的患側受伸直張力 (extensor tone) 的影響較大, 所以無法很快的由內收轉換成外展 在整個擺盪期, 未使用拐杖組又比使用拐杖組較為外展, 可知未使用拐杖組有較嚴重的 circumduction gait, 當患側腳跟再著地時 (c 點 ), 未使用拐杖組呈現較外展, 且有統計學上較微差異 (p<0.1), 這可由時間 - 空間參數中未使用拐杖組步寬 (step width) 較寬來解釋 35

36 膝關節內外翻 Valgus ( Degree ) Varus KNEE VALGUS/VARUS Gait Cycle% Normal range With cane Without cane 圖 3.7 膝關節內外翻 不論有無使用拐杖, 中風患者患側腳在整個站立期比正常者, 有外 翻增加的現象, 而站立後期及擺盪期亦呈現內翻減少的現象 36

37 腳掌內外翻 ANKLE INVERSION/EVERSION 20 Eversion ( Degree ) Inversion Gait Cycle% a. Normal range With cane Without cane 圖 3.8 腳掌內外翻 由圖 3.8 可知中風組在整個步態過程中腳掌偏向內翻, 與正常組有很大差異, 而使用拐杖組不論在模式或角度值均較趨近於正常組 在 a 點為患側腳腳趾離地期, 此時使用拐杖組踝關節出現一個較大的外翻角度並同時出現一個較大的蹠屈角度, 表示此時使用拐杖組可產生一個較強的推進力 在整個步態週期中未使用拐杖組出現較為內翻角度, 表示未使用拐杖組有較強的伸直張力 (extensor tone) 37

38 骨盆旋轉角度 Anterior (Degree ) Posterior PELVIC ROTATION Gait Cycle % Normal range With cane Without cane 圖 3.9 骨盆旋轉角度 兩組模式均與正常相似, 兩組骨盆旋轉角度患側均較正常有較大的向後旋轉角度, 顯示中風患者在整個步態週期患側骨盆均落在較後方 在健側擺盪期, 使用拐杖組患側骨盆往後旋轉的角度範圍大於未使用拐杖組, 是由於患側腳在有拐杖的協助下重心較穩定, 而使得健側腳能加大步伐, 所以患側骨盆呈現較大的向後旋轉的角度 而在患側擺盪期, 使用拐杖組患側骨盆往前旋轉的角度範圍大於未使用拐杖組, 表示使用拐杖組患側由骨盆帶動往前的步伐較未使用拐杖組大 此點可由時間空間參數獲得應證 38

39 髖關節內外轉 HIP INT/EXT-ROTATION 25 Ext ( Degree ) Int Gait Cycle % Normal range With cane Without cane 圖 3.10 髖關節內外轉 由圖可知不論使用拐杖與否, 患側髖關節角度均呈現較為外轉, 且 兩組之間在整個步態過程均無差異 39

40 膝關節內外轉 -6 KNEE INT/EXT-ROTATION Ext ( Degree) Int Gait Cycle% Normal range With cane Without cane 圖 3.11 膝關節內外轉 由圖 3.11 可看出中風組不論使用拐杖與否, 均與正常組的模式相差很遠, 但使用拐杖組明顯趨近正常組, 在站立期使用拐杖組幾乎全部落在正常範圍內 箭頭處表示此步態事件發生期, 使用拐杖組與未使用拐杖組間具有明顯統計學上差異 (p<0.05) 40

41 前進角度 (progression angle) -10 PROGRESSION ANGLE Out ( Degree ) In Gait Cycle% Normal range With cane Without cane 圖 3.12 前進角度 中風組明顯比正常組有較大的外轉角度, 而使用拐杖組的外轉角度 較未使用拐杖組來得小且較接近正常值, 步態事件 (gait event) 發生期 使用拐杖與否並無明顯差異 41

42 步態事件 (Gait event) Joint Gait event With cane(n=15) Without cane(n=15) movement Mean SD Mean SD Pelvic abd/add STO** Hip abd/add ATO* Hip abd/add AHS2* Hip flex/ext SHS** Knee flex/ext STO* Knee int/ext SHS* Knee int/ext ATO** ankle abd/add AHS** ** 表示 p<0.05 * 表示 p<0.1 表 3.7 步態事件 表 3.7 為步態事件 (gait event) 中, 使用拐杖組與未使用拐杖組有統計學上差異的 其中有明顯統計學上差異的 (p<0.05), 有骨盆左右傾斜在健側腳趾離地期 ; 髖關節彎曲伸直在健側腳跟著地期 ; 膝關節內外轉在健側腳趾離地期 ; 腳掌內外翻轉在患側腳跟再次著地期 有輕微統計學上意義者 (p<0.1), 為髖關節內外展在患側腳趾離地期及患側腳跟再次著地期 ; 膝關節彎曲伸直在健側腳趾離地期 ; 膝關節內外轉在健側腳趾著地期 42

43 3.3 身體重心的改變 身體重心的位移由七肢段模式 (seven-segment model) 來計算身體重心的位置 結果發現, 在重心移動的軌跡模式中有無使用拐杖並無差異 若取左右軸向與上下軸向的絕對位移量 Dy, Dz 來做比較, 使用拐杖與否並無統計學上的差異 (p>0.05) 不同分期間使用拐杖前後位移量的差值亦無統計學上的差異 (p>0.05) 身體重心的位移速度重心前進的位移速度 Post (m/sec) Ant AHS STO SHS ATO AHS STO SHS ATO With cane Without cane 圖 3.13 重心前進的位移速度 若將身體重心的位移量對時間微分, 求取重心改變的速度 圖 3.13 表示重心向前的速度 比較單腳站立期 (STO-SHS 及 ATO-AHS) 未使用拐杖組很明顯的在患側單腳站立期 (STO-SHS) 向前的速度比健側單腳站立期 (ATO-AHS) 的速度快, 而未使用拐杖組在患側及健側單腳站立期的速度差異較小 兩組間在患側單腳站立期的重心速度有明顯的差異 43

44 重心左右移動速度 Sou (m/sec) Aff AHS STO SHS ATO AHS STO SHS ATO With cane Without cane 圖 3.14 重心左右移動速度 圖 表示重心左右移動的速度 由圖可知在雙腳支撐期 (AHS-STO,SHS-ATO), 未使用拐杖組的最大絕對速度較使用拐杖組來得大 在患側單腳支撐期 (STO-SHS) 未使用拐杖組的速度變化率比使用拐杖組的速度變化率大 未使用拐杖組在患側單腳支撐期 (STO-SHS) 的速度變化比健側單腳支撐期 (ATO-AHS) 的速度變化率大 而使用拐杖組在患側單腳支撐期與健側單腳支撐期的速度變化率並無明顯差別 重心上下移動速度 Down (m/sec) Up AHS STO SHS ATO AHS STO SHS ATO With cane Without cane 圖 3.15 重心上下移動速度 差別 圖 3.15 表示重心上下移動的速度, 並看不出使用拐杖與否有任何的 44

45 45

46 第三分期 (Brunnstrom stage 3) 的重心移動速度重心前進的位移速度 Post (m/sec) Ant AHS STO SHS ATO AHS STO SHS ATO With cane Without cane 圖 3.16 第三分期重心前進的位移速度 如圖 3.16, 第三分期的中風病人重心前進的速度 在患側單腳站立期 (STO-SHS) 未使用拐杖組的速度明顯大於使用拐杖組, 而未使用拐杖組其速度似乎保持在同一速度, 而使用拐杖組的速度則有慢慢遞減的趨勢 在健側單腳站立期 (ATO-AHS), 則變成使用拐杖組的速度大於未使用拐杖組的速度, 未使用拐杖組在健側單腳站立期 (ATO-AHS) 的速度明顯小於患側單腳站立期 (STO-SHS), 而使用拐杖組在健側單腳站立期與患側單腳站立期的前進速度相差無多 46

47 第三分期重心左右移動速度 0.5 Sou (m/sec) Aff With cane Without cane AHS STO SHS ATO AHS STO SHS ATO 圖 3.17 第三分期重心左右移動速度 第三分期 (stage 3) 的中風患者行走重心左右移動的速度, 如圖 3.17 在雙腳支撐期(AHS-STO,SHS-ATO), 未使用拐杖組的最大絕對速度較使用拐杖組來得大 在患側單腳支撐期 (STO-SHS), 未使用拐杖組的速度變化率大於使用拐杖組的速度變化率, 且比健側單腳支撐期 (AHS-STO) 的速度變化率大 而使用拐杖組在患側單腳支撐期與健側單腳支撐期的速度變化率幾無差異 第三分期重心上下移動速度 Down (m/sec) Up AHS STO SHS ATO AHS STO SHS ATO With cane Without cane 圖 3.18 第三分期重心上下移動速度 第三分期 (stage 3) 的中風患者行走重心上下移動的速度, 如圖 3.18 第三分期似乎比較看不出有任何規律的變化 只有在健側腳在前的雙腳支撐期 (STO-ATO) 可以明顯看出未使用拐杖組的向上速度大於使用拐杖組 47

48 第六分期 (Brunnstrom stage 6) 的重心移動速度第六分期重心前進的位移速度 Post (m/sec) Ant AHS ATO AHS STO ATO STO SHS SHS 圖 3.19 第六分期重心前進的位移速度 With cane Without cane 第六分期的中風患者重心前進速度, 如圖 3.19 所示, 可以明顯看出未使用拐杖組與使用拐杖組的曲線模式非常相似, 但是未使用拐杖組的前進速度較使用拐杖組快 未使用拐杖組的 3 個 c 型曲線不論在寬度及深度均非常對稱, 但使用拐杖組則出現較不對稱的情形 所以在前進速度方面未使用拐杖組的表現較趨近正常, 且較對稱 第六期重心左右移動速度 Sou (m/sec) Aff AHS ATO AHS STO ATO STO SHS SHS 圖 3.20 第六期重心左右移動速度 With cane Without cane 如圖 3.20, 第六期中風患者重心左右移動的速度 在患側單腳支撐期 (STO-SHS) 未使用拐杖組的速度變化率大於使用拐杖組的速度變化率 在雙腳支撐期 (AHS-STO,SHS-ATO), 未使用拐杖組的最大絕對速度較使用拐杖組來得大 48

49 第六期重心上下移動速度 Down (m/sec) Up AHS ATO AHS STO ATO STO SHS SHS With cane Without cane 圖 3.21 第六期重心上下移動速度 第六分期的中風患者重心上下移動的速度, 如圖 3.21 並看不出有 使用拐杖與否有明顯的差異, 所以使用拐杖與否對重心的上下移動速度 並無影響 第三分期與第六分期重心移動速度的比較 在前進方向, 如圖 3.16 及 3.19, 第三分期有使用拐杖組有較對稱的速度分布, 而第六分期則是未使用拐杖組的速度較趨近正常, 且有較對稱的速度分布 在左右方向, 如圖 3.17 及 3.20, 第三分期及第六分期所表現出有使用拐杖組及未使用拐杖組的差異趨勢是相同的, 但第三分期的差異較第六分期的更大更明顯 在上下方向, 如圖 3.18 及 3.21, 只有第三分期看得出有差異, 而第六分期幾乎看不見有任何差異 49

50 第四章討論 4.1 空間參數 此實驗發現使用拐杖與否並不會造成速度上的改變 有使用拐杖組的速度約 ± 18.59cm/sec, 無使用拐杖組的速度約 ± 15.27cm/sec 此速度落在 Burdett 1988 年所提出中風患者的步行速度 23 ± 11cm/sec[31], 與 Von Schroeder 1995 年所提出中風患者的步行速度 73 ± 38cm/sec 之間 [32], 而較接近 Burdett 所發表的速度 由實驗結果發現使用拐杖組在步頻 (cadence) 方面較未使用拐杖組小, 但在步伐長則大於未使用拐杖組, 此二者一消一長剛好造成速度的不變 步伐長的增加, 代表使用拐杖組在單腳站立期的穩定度增加, 使擺盪的肢段有充分的時間跨步, 所以才造成了步伐增長, 步頻降低的情形, 但遺憾的是步伐的增長似乎主要在患側, 表示拐杖能夠更增加健側的穩定度, 而健側的平均步長雖然有些微增加但並不具有統計學上的意義 在步寬方面雖然兩組的步寬均較正常組為大, 但是使用拐杖組的步寬卻小於沒有使用拐杖組 這證明了拐杖能提供良好的底部支撐 (base of surport), 不用再利用加大步寬來代償穩定度的不足, 而使步寬更趨近正常 因此可以說拐杖藉由提供更大的底部支撐面積, 而增加中風患者的穩定度 兩組在站立期與擺盪期的比例上並無差異, 但是兩組的站立期在步 50

51 態週期中所佔的比例均較正常組來得長, 這結果與 Lehmann 在 1987 年所提出的結果相同 他同時發現健側的站立期會比患側的站立期來得長 [15], 本實驗的結果亦是如此 綜合以上結果可知拐杖的主要效果在於空間參數的改善 ( 如 : 步伐長 步寬 ), 對於時間參數在步態週期的比例, 並無改善的效果 若配合不同分期來看, 可以更明確的得知拐杖對於空間參數改善的效果主要發生在能力較差的患者 ( 第三及第四分期 ), 而能力較好的患者 ( 第五第六分期 ) 並無統計學上的改善 整體來看速度在兩組之間雖然沒有不同, 但是使用拐杖前後的差值隨著患者能力增加而差異愈小, 也就是說對於能力較差的患者 (stage 3), 使用拐杖有助於行走速度的改善 4.2 運動學使用拐杖組, 在健側腳趾離地期 (STO) 亦即患側單腳站立期開始, 運動學上呈現出骨盆同側上揚角度大於未使用拐杖組, 髖關節內收的角度也大於未使用拐杖組, 同時膝伸直角度亦大於未使用拐杖組, 這些運動學上的配合, 證明此時有使用拐杖組在拐杖的輔助下, 較能夠將重心移到患側腳, 使患側的運動學角度較趨近正常 骨盆左右傾斜角度在擺盪期, 兩組均出現同側骨盆上揚, 較正常組大了約 4~5 度, 表示患者以提高骨盆 (hip hiking) 來使患側肢順利離地擺盪, 此時兩組間角度並無差異, 表示拐杖並不能改善這種骨盆提高 (hip hiking) 的代償方式 在健側腳趾著地期 (SHS) 至患側腳趾離地期 (ATO), 此為一個推進期, 患側腳在此時伸直肌須收縮產生一個往前推進的力量 [45] 使 51

52 用拐杖組在此時, 髖伸直角度較未使用拐杖組增加, 膝伸直角度也較未使用拐杖組大, 而踝關節的蹠屈角度變化量亦大於未使用拐杖組, 因此可推知拐杖的使用有助於向前推進 在這推進期內, 重心由患側腳轉至健側腳, 患側腳的外展肌群亦開始收縮, 負擔推進及穩定的作用使重心能順利平穩地轉移至健側腳 [45] 由運動學上的觀察我們可發現在使用拐杖組此時出現一個大於未使用拐杖組的骨盆同側下傾的角度, 髖關節也產生一個較未使用拐杖組大的外展角度, 而在推進期末擺盪前期, 踝關節在使用拐杖組也出現一個較未使用拐杖組大的外翻角度, 這些作用相互配合使重心能穩定地由患側腳轉換至健側腳 因此可說拐杖具有協助推進及穩定重心轉移的功能, 並使患側肢在關節角度的表現更趨於正常人 由患側腳趾離地期開始患側進入擺盪期 髖關節在此期, 兩組均較正常處於一個較外展的角度 使用拐杖組由最大外展角度往內, 未使用拐杖組則由先外展至最大外展角度再內收, 整個過程使用拐杖組內收的角度大於未使用拐杖組, 而未使用拐杖組有較明顯的 circumduction gait 此時期兩組膝彎曲角度均較正常減少, 未使用拐杖組更是明顯 兩組踝背曲的角度也小於正常組 以 hip hiking 及 circumduction gait 來代償踝背曲不足與膝彎曲不足的現象 與 Dietz 在 1984 年所發現的結果相符 [46] 而使用拐杖組在擺盪期的因有較大的膝彎曲角度所以減少了 circumduction 的外展角度 膝彎曲角度增加, 不可能是因為肌力增強或其他關節的代償作用, 所以最可能的原因就是肌肉伸直性張力的降低 (extensor tone) 換而言之拐杖的使用或許能有效降低擺盪期的伸直性張力, 但仍有待進一步肌電圖的分析 許多的研究都指出中風患者在站立中期會出現膝背曲 (back knee) 的現象並經常會持續至站立後期 [47-49] 但是本實驗中, 在整個站立中 52

53 後期膝關節彎曲伸直的平均角度都落在正常範圍內 在 15 個受試者中, 只有 4 個受試者角度呈現過度背曲的現象, 而這四個受試者使用拐杖後, 膝背曲的現象均有增加或不變 另外有 5 個在站立期出現膝過度彎曲 (knee buckle) 的現象, 而使用拐杖後均有減少過度彎曲的情形 我們期待, 藉由拐杖的輔助, 可以達到改善膝關節的控制能力 (knee control), 但是在本實驗中拐杖的使用反而增加了膝背曲的程度, 這是非常令人意外的發現 不過, 拐杖的使用還是能有效改善站立期膝過彎的現象 以動態分析系統觀測中風患者膝背曲的情況似乎與肉眼臨床觀測的情況不符, 這可能是因為各人最大關節活動度的不同及自然位置 (neutral position) 的定義不同所造成的誤差 [42] 因此要判定是否有膝背曲, 最好先收集受試者在站立時最大膝伸直角度, 才是一個較客觀的判斷方法 4.3 重心 (center of mass) 的位移正常人行走時重心的位移上下約 2~3 公分, 左右位移約 4~5 公分 [50] 而本實驗的中風患者重心上下位移約 1.5 ± 0.45 公分, 較正常人的位移量少, 而左右的位移量為 10 ± 3.5 公分約為正常人的 2~3 倍 使用拐杖組與未使用拐杖組並無差異 中風患者上下位移量的減少, 代表患者對於撞擊能量的吸收能力較差, 而使用拐杖並不能有效改善此種情形 左右位移量的增加, 代表中風病患穩定性較差 但相對於使用拐杖組的底部支撐面積增加, 表示使用拐杖組單位面積的左右位移量 ( 左右位移量 / 支撐面積 (base of support)) 還是有減少, 所以說使用拐杖並不能使重心左右位移量減少, 但是它卻以增加支撐面積來增加行走時的穩定性 53

54 4.4 重心移動速度行走時重心速度的變化, 在患側腳著地時, 由於承受了健側重心移轉的推進力, 因此在站立初期會出現前進速度先增加而後為了增加單腳站立的穩定性, 會很快地做一個減速的動作 這時期 (AHS-STO), 使用拐杖組的減速能力明顯較未使用拐杖組好, 也就顯示使用拐杖組在單腳站立期會有較好的穩定性, 所以說拐杖的使用有助於中風病患減速的能力並增加單腳站立期的穩定性 由在患側腳單腳站立期來看, 在前進速度方面, 未使用拐杖組的平均速度較使用拐杖組快, 而在左右偏移速度方面未使用拐杖組由患側轉換至健側的速度變化率也較使用拐杖組來得大 顯示未使用拐杖組, 在患側腳單腳站立時很急著要馬上再把重心換回健側, 因此可知未使用拐杖組的支撐能力較差, 穩定度較差 在患側站立中後期前進速度進入加速推進期, 以便患側肢體能夠順利擺盪向前 此時使用拐杖組重心前進速度有明顯增加, 但未使用拐杖組卻反而出現減速的現象, 使得患側擺盪期未使用拐杖組的重心前進速度明顯小於使用拐杖組 所以拐杖的使用有助於患側產生較大的推進動力, 這點由運動學角度變化的軌跡也可看出相同地結果 未使用拐杖組在患側單腳支撐期與健側單腳支撐期的重心前進速度相差甚遠, 而且在重心左右移動速度變化率方面, 此兩個時期也有明顯不同 使用拐杖組在此方面的差異較小, 顯示使用拐杖後, 會使得患側與健側的重心移動速度比較對稱 ; 反之, 沒使用拐杖重心移動速度的不對稱性會更為明顯 若將第三分期的重心移動速度與第六分期的重心移動速度來作比較, 可明顯看出, 使用拐杖對第三分期的中風患者, 較有助益 而對第 54

55 六分期的中風患者來說, 在重心前進的速度方面, 反而有降低的趨勢, 不過從重心左右移動的速度來看, 使用拐杖還是有助於左右的平衡 綜合來說使用拐杖對於行走能力較差 ( 如 stage 3) 的病人來說助益較大, 但是對於能力較好的病人來說助益較小 ( 如 stage 6) 55

56 第五章結論 中風病患使用拐杖後, 由於底部支撐 (base of support) 增加, 而減少了患者步寬太寬 (wide base) 的現象, 增加了步伐長 (stride length) 減少重心向左右偏移的最大速度 降低了患側單腳支撐期重心前進的速度, 這些現象證明中風患者的穩定度獲得改善 使用拐杖後, 同時使骨盆在患側單腳支撐期同側骨盆上傾角度增加, 並增加了髖關節內收的角度, 顯示拐杖能分擔患側的承重, 協助臀中肌作用以降低 Trendelenburg sign 運動學關節角度的變化, 可看出使用拐杖後患側關節活動角度較趨近正常模式 在重心移動速度方面, 使用拐杖會使速度的變化具有對稱性 配合這兩者更可知拐杖能協助患者適時地加速及減速 ; 並降低患側肢在擺盪期的伸直張力 若依動作恢復的不同分期 (Brunnstrom stage) 來看, 拐杖的使用對於較低的分期 (stage 3 or 4) 較有助益, 而對於較高分期 (stage5 or 6) 較無法看出明顯的助益 如何改善中風病患步態異常的現象, 一直是大家所關切的一個問題 在病患神經生理情況無法更恢復的情況下, 使用輔具來代償成為一個必然的趨勢 了解使用拐杖對於中風病人的步態特質會造成什麼影響, 是本實驗的主要目的 希望經由本實驗所獲得的結果, 可提供臨床人員在輔導中風病患使用拐杖時更多的參考依據 56

57 未來研究方向 1. 針對重心移動速度的變化, 收集更多不同分期的受試者, 比較各個不同分期使用拐杖前後的差值, 並比較各組不同的差異 2. 將有明顯差異的參數再拿出來, 增加受試者, 期望能找出停止使用拐杖的指標參數 3. 進一步研究動力學改變的情況 4. 進一步研究肌電訊號改變的情況 57

58 Reference 1. Hung T. Cerebrovascular Disease in the Taiwan Area: Past, Present and Future. [Full text in Chinese]: J Formos Med Assoc 1993; 92: S Hsu M H. Outcome of Rehabilitation of stroke patients in recent 10 years. Chinese J Rehabil. 1996;24(1): Wade D T, Wood V A, Heller A, Maggs J, Langton Hewer R. Walking after stroke: measurement and recovery over the first three months. Scand J Rehabil Med. 1987;19: Joyce B M. Canes, crutches and walkers. Am Fam Physician, 1991: Engel J, Amir A, Messer E, Caspi I. Walking cane designed to assist partial weight bearing. Arch Phys Med Rehabil, 1983, 64: Bennett L, Murray M P, Murphy E F, Sowell T T. Locomotion assistance through cane impulse. Bull Prosth Res, 1979, 10/31: Dettmann M A, Linder M T, Sepic S B. Relationships among walking performance, postural stability, and functional assessments of the hemiplegic patient. Am J Phys Med Rehabil, 1987, 66: DeLisa J A, Gans B M. Rehabilitation Medicine; Principle and practice. Ed II. J. B. Lippincott Company, Philadelphia, Jebsen R H. Use and Abuse of ambulation aids. JAMA, 1967, 199: Deathe A B. Canes, crutches, walkers and wheelchairs: A review of metabolic energy expenditure. Canad J of Rehabil.1992;5: Iida H, Yamauro T. Kinetic analysis of the center of gravity of the human body in normal and pathological gaits. J Biomech. 1987; 20 (10): Twitchell T E. Restoration of motor function following hemiplegia in 58

59 man. Brain. 1951; 74: Brocklehurst J E, Andrews K, Richards B et al. How much physical therapy for patients with stroke. Br Med J 1978; 1: Skillbech C E, Wade D T, Hewer R L, Wood V A. Recovery after stroke. J Neurol Neurosurg Psychiatry 1983; 46: Dettmann M A, Linder M T, Sepic S B. Relationships among walking performance, postural stability and functional assessments of the hemiplegic patient. Am J Phys Med 1987; 66: Richards C L, Malouin F, Dumas F, Wood-Dauphinee S. The relationship of gait speed to clinical measures of function and muscle activations during recovery post-stroke. Proceedings of NACOB 1922; 2: Gowland C. Recovery of motor function following stroke: Profile and predictors. Physiother Can 1982; 34: Alexander M P. Stroke rehabilitation outcome. A potential use of predictive variables to establish levels of care. Stroke 1994; 25: Friedman P J. Gait recovery after hemiplegic stroke. Int Disabil Stud 1990; 12: Jorgensen H S, Nakayama H, Raschou H O, Olsen T S. Recovery of walking function in stroke patients: The Copenhagen stroke study. Arch Phys Med Rehabil 1995; 76: Korner-Bitensky N, Mayo N, Cabot R, Becker R, Coopersmith H. Motor and functional recovery after stroke: accuracy of physical therapists predictions. Arch Phys Med Rehabil 1989; 70: Bohannon R W, Strength of lower limb related to gait velocity and cadence in stroke patients. Physiother Can 1986; 38: Bohannon R W, Andrews A W. Correlation of knee extensor muscle torque and spasticity with gait speed in patients with stroke. Arch Phys 59

60 Med Rehabil 1987; 68: Bohannon R W. Gait performance of hemiparetic stroke patients: selected variables. Archives of Physical Medicine and Rehabilitation. 1987; 68, Brunnatrom S. Movement Therapy in Hemiplegia: neurophysiological approach. New York. Harper & Row Bohannon R W, Smith M B. Interrater reliability of a modified Ashworth scale of muscle spasticity. Phys Ther. 1987; 67: Reding M, McDowell F H. Focused stroke rehabilitation programs improve outcome. Arch Neurol 1989;46: Dean E, Ross J. Relationships among cane fitting, function, and falls. Phys Ther. 1993;73: Milczarek J J, Kirby, R L, Harrison E R. MacLeod D A : Standard and four-footed canes: their effect on the standing balance of patient with hemiparesis. Arch Phys Med Rehabil 1993;74: 盧俊良, 拐杖長度對腦中風病患穩定度的影響, 國立成功大學碩士論文, Burdett R G, Borello-France D, Blatachly C, Poptter C. Gait comparison of subjects with hemiplegia walking unbraced, with ankle-foot orthosis, and with Air-Stirrup brace. Phys Ther 1988;68: von Schroeder H P, Coutts R D, Lyden P D, Billings E Jr. Gait parameters following stroke: a practical assessment. J Rehabil Res Dev 1995;32: Nakamura R, Handa T, Watanabe S, Morohashi T. Walking cycle after stroke. Tohoku J Exp Med 1988; 154: Olney S J, Griffin M P, Monga T N, McBride I D. Work and power in gait of stroke patients. Arch Phys Med Rehabil 1991;72: Lehman J F, Condon S M, Price R, delateur B J. Gait abnormalities in 60

61 hemiplegia: their correction by ankle-foot orthoses. Arch Phys Med Rehabil 1987;68: Knutsson E, Richards C. Different types of disturbed motor control in gait of hemiparetic patients. Brain 1979; 102: Cozean C D, Pease W S, Hubbell S L. Biofeedback and functional electric stimulation in stroke rehabilitation. Arch Phys Med Rehabil 1988; 69: Intiso D, Santilli V, Grasso M G, Rossi R, Caruso I. Rehabilitation of walking with electromyographic biofeedback in foot-drop after stroke. Strode 1994; 25: Knutsson E. Gait control in hemiparesis. Scand J Rehabil Med 1981; 13: Wagenaar R C, Beek W J. Hemiplegic gait: a kinematic analysis using walking speed as a basis. J Biomech 1992; 25: Shiavi R, Bugle H J, Limbird T. Electromyographic gait assessment, part 2: Preliminary assessment of hemiparetic synergy patterns. J Rehabil Res Dev 1987; 24: Olney S J, Richards C. Hemiparetic gait following stroke. Part I: Characteristics. Gait and posture 1996;4: Griffin M P, Olney S J, McBride I D. The role of symmetry in gait performance of stroke subjects with hemiplegia. Gait Posture 1995; 3: Nakayama H, Raaschou HO, Olsen T S. Recovery of walking function in stroke partients: the Copengagen steoke study. Arch Phys Med Rehabil 1995; 76: Adams J M, Perry J. Gait analysis: clinical application. In: Rose J, Gamble J G ed. Human walking, 2nd ed. Williams & Wilkins, 1994:

62 46. Dietz V, Berger W. interlimb coordination of posture in patients with spastic hemiparesis. Brain 1984;44: Malezic M, Kljajic M, Acimovic-Janezic R, Gros N, Krajnik J, Stanic U. Therapeutic effects of multisite electric stimulation of gait in motor-disabled patients. Arch Phys Med Rehabil 1987; 68: Morris M E, Matyas T A, Bach T M, Goldie P A. Electrogoniometric feedback: its effect on genu recuvatum in stroke. Arch Phys Med Rehabil 1992; 73: Stanic U, Acimovic-Janezic R, Gros N, Trnkoczy A, Badj T, Kljajic M. Multichannel electrical stimulation for correction of hemiplegic gait. Scand J Rehabil Med 1978; 10:

63 中文摘要 如何改善中風病患步態異常的現象, 一直是復健醫學上重要的研究方向 在病患神經生理狀況無法更進一步改善的情況下, 使用輔具來代償為一必然的趨勢 拐杖的使用對於中風病人來說非常重要, 但是中風病人使用拐杖後其生物力學上的改變是為何, 仍有待進一步探討 如何在功能性 活動性 安全性及美觀性的考慮, 得到一個完整的考量, 以提供中風患者最理想的拐杖處方? 仍需要進一步生物力學上的分析 本研究的目的為 :(1) 比較中風病人使用拐杖前後在時間 空間參數 運動學及動態穩定性的差異 (2) 比較上述差異是否與病人的臨床表現呈現相關性 本實驗的受測者共有 15 位, 其中 6 筆資料可用來計算動態肢體重心有 15 筆資料用來計算時間空間參數及運動學的角度, 這 15 人中有 8 位為布朗氏分類 (Brunnstrom stage) 的第三分期 (stage 3), 有 3 位為第四分期 (stage 4), 有 2 位為第五分期 (stage 5),2 位為第六分期 (stage 6) 實驗共分兩組 : 一為使用拐杖組, 一為不使用拐杖組, 所有受試者均完成此二組測試 實驗結果顯示中風病患使用拐杖後, 由於底部支撐 (base of support) 增加, 而減少了患者步寬太寬 (wide base) 的現象, 增加了步伐長 (stride length) 減少重心向左右偏移的最大速度 降低了患側單腳支撐期重心前進的速度, 這些現象證明中風患者的穩定度獲得改善 使用拐杖後, 同時使骨盆在患側單腳支撐期同側骨盆上傾角度增加, 並增加了髖關節內收的角度使角度值更趨向正常, 顯示拐杖能分擔患側的承重, 協助臀中肌作用以降低 Trendelenburg sign I

64 運動學關節角度的變化, 可看出使用拐杖後患側關節活動角度較趨近正常模式 在重心移動速度方面, 使用拐杖會使速度的變化具有對稱性 配合這兩者更可知拐杖能協助患者適時地加速及減速 若依動作恢復的不同分期 (Brunnstrom stage) 來看, 拐杖的使用對於較低的分期 (stage 3 or 4) 較有助益, 而對於較高分期 (stage5 or 6) 較無法看出明顯的助益 希望經由本實驗所獲得的結果, 可提供臨床人員在輔導中風病患使用拐杖時更多的參考依據 II

65 Abstract The purpose of this study was to investigate the effects of a cane on gait characteristics in stroke patient. Fifteen stroke patients ( 10 male, 5 female ) with an average age of 57 years old were included in this study. Subjects were tested in two conditions walking with a cane and without a cane. Spato-temporal parameter, kinematics and velocity of center of mass were analyzed for subjects walking with and without a cane. The group of walking with cane was found that the stride length increases, step width decreases, the joint kinematics and the velocity of center of mass pattern are improved compared to normal pattern. The ranges of hip extension, hip abduction, ankle pantarflextion and ankle eversion are greater during propulsion phase and the maximal angle of knee flexion is greater during swing phase by using a cane. In anterior posterior direction, the velocity of center of mass is greater during swing phase and propulsion phase and it is less during affected single support by using a cane. In medial lateral direction, the absolute maximal velocity of center of mass is less and the acceleration toward to sound side is less during affected single support by using a cane. These results suggest that the stability during single support, the mobility during swing phase, propulsion and braking ability of stroke patients is improved by using a cane. III

66 誌謝 本文得以順利完成, 首先要感謝指導教授蘇芳慶老師於研究期間給予學業上的諄諄教誨以及研究方法和論文寫作的指導, 實獲益良多 同時, 亦承蒙官大紳醫師給予研究方向以及研究方法的啟發, 陳家進老師給予論文寫作的指導, 以及所有醫工所師長傳授寶貴的知識及經驗 謹獻上最誠摯的感謝 為學期間, 感謝復健部洪章仁主任 王雲娥老師以及所有復健部同仁給予精神上的支持與鼓勵以及實驗上的協助 亦感謝鴻文 藍遠學長及怡雯 汶蘭 育志學姐在學識上的指導及經驗之傳承, 及兩年來朝夕相處的同學槐庭 慎翔 沛中在學業上的切搓與鼓勵 同時也感謝家誠 信利 文志等學弟和助理雅玲的熱心協助, 使得研究得以順利的完成 更要感謝渭棕在生活上給予我最大支持與鼓勵, 亦感謝一直陪伴我成長的好友們家源 雅真 瑋君 怡吟 雅玲等, 以及所有關心 幫助我的朋友, 謝謝大家 謹以本文獻給我最親愛的父母及家人, 是您們無私的包容與鼓勵, 給予我前進的動力 謝謝大家 IV

67 目錄 中文摘要. I 英文摘要 III 誌謝 IV 表目錄..VII 圖目錄.VIII 第一章緒論 簡介 腦中風 輔具的使用 步態分析 文獻回顧 動機及目的 第二章實驗方法 受試者 受試者選取標準 受試者基本資料 實驗設備 工作原理 實驗流程 實驗前的準備工作 實驗步驟 資料處理及分析 V

68 第三章結果 時間 - 空間參數 使用拐杖前後之比較 以不同分期來看拐杖使用與否的差異 比較不同分期間使用拐杖前後差值的不同 運動學參數 身體重心的改變 第四章討論 空間參數 運動學 重心的位移 重心移動速度 第五章結論 未來研究方向 Reference VI

69 表目錄表 2.1 受試者基本資料 表 2.2 Brunnstrom Stage 表 2.3 Modified Ashworth Scale for muscle tone 表 3.1 時間參數 表 3.2 空間參數 表 3.3 支撐時間參數 表 3.4 步態週期參數 表 3.5 不同分期的時間 - 空間參數 表 3.6 使用拐杖前後的差值 表 3.7 步態事件 VII

70 圖目錄圖 2.1 實驗設備的配置圖 圖 2.2 反光球貼附之位置 圖 2.3 步態週期的分期 圖 3.1 骨盆前後傾角度 圖 3.2 髖關節彎曲伸直 圖 3.3 膝關節彎曲伸直 圖 3.4 踝關節背蹠屈 圖 3.5 骨盆左右傾角度 圖 3.6 髖關節內外展 圖 3.7 膝關節內外翻 圖 3.8 腳掌內外翻 圖 3.9 骨盆旋轉角度 圖 3.10 髖關節內外轉 圖 3.11 膝關節內外轉 圖 3.12 前進角度 圖 3.13 重心前進的位移速度 圖 3.14 重心左右移動速度 圖 3.15 重心上下移動速度 圖 3.16 第三分期重心前進的位移速度 圖 3.17 第三分期重心左右移動速度 圖 3.18 第三分期重心上下移動速度 圖 3.19 第六分期重心前進的位移速度 圖 3.20 第六期重心左右移動速度 圖 3.21 第六期重心上下移動速度 VIII