不同步行增速策略對健康老年女性下肢關節(jié)動力學及其功能補償機制的影響

李旭鴻，喻美鑫，范年春，陸家麒

（杭州師范大學 體育與健康學院，浙江 杭州 311121）

隨著增齡，老年人的身體機能發(fā)生了明顯的變化，主要體現(xiàn)在器官的老化和功能的衰退。這將直接致使其中樞和周圍神經(jīng)系統(tǒng)的控制力下降、本體感覺信息的輸入不對稱、肌肉力量下降和骨質疏松、步態(tài)不穩(wěn)和支撐不力等生理性和生物力學問題的出現(xiàn)（Masud et al.，2001；Peel，2011），從而造成老年人在日常生活中容易發(fā)生跌倒的風險。研究表明，有1/3超過65歲的老年人每年都會跌倒一次（Lusardi et al.，2017），而且大多數(shù)都是發(fā)生在運動中（Berg et al.，1997）。因此，老年人步行過程中發(fā)生跌倒的力學機制引起諸多學者的關注和探究，特別是健康老年人的步速與其下肢關節(jié)運動學（Mentiplay et al.，2018）、關節(jié)動力學（Ardestani et al.，2016；Browne et al.，2017）、肌肉活動（Ranisavljev et al.，2014；Varrecchia et al.，2018）、步態(tài)穩(wěn)定性（Fan et al.，2016；Krasovsky et al.，2014）之間的相互關系。遺憾的是，由于步行速度控制上的缺陷導致下肢關節(jié)動力學的功能性貢獻（Slider et al.，2008）及踝關節(jié)跖屈肌力量不足（Buddhadev et al.，2016）和膝、髖關節(jié)相應的補償機制（Anderson et al.，2014）一直無法形成共識。畢竟有研究指出，當步速增加0.1 m/s，其髖關節(jié)功率峰值的增幅卻高達20%（Lelas et al.，2003）。

鑒于此，人們開始提出在恒定速度的跑臺或地面上跟著節(jié)拍器行走的方法來消除步速控制的不足，進一步探討增齡、性別、非健康人群等因素帶來的影響（Allet et al.，2011；Cofre et al.，2011）。但上述方法在一定程度上束縛了人體下肢關節(jié)的動作協(xié)調（Howard et al.，2013）。人們通常選擇不同的步幅-步頻組合來應對所需匹配的速度（Allet et al.，2011；DeVita et al.，2000）。所以，對于老年人步態(tài)異常乃至發(fā)生跌倒的生物力學研究，不能僅局限于速度本身，而應該再進一步考慮步幅、步頻所扮演的角色。與此同時，有研究者認識到，人體下肢關節(jié)力矩、功率及關節(jié)做功是理解老年人步態(tài)異常、甚至發(fā)生跌倒的關鍵因素（Allet et al.，2011；Anderson et al.，2014；Browne et al.，2017；Cofre et al.，2011；Lelas et al.，2003；Neptune et al.，2008；Uematsu et al.，2018）。通常情況下，人們會選擇主要依靠增加步幅、增加步頻或者同時增加步幅和步頻這3種增速策略來提高步行速度（Ardestani et al.，2016），但針對老年人不同增速策略時，其下肢關節(jié)負荷的生物力學研究卻未得到充分的重視（Allet et al.，2011；Ardestani et al.，2016；Howard et al.，2013；Lim et al.，2017）。另外，老年女性的步態(tài)特征存在明顯的性別差異（Scaglioni-Solano et al.，2015），且壽命更長、更容易發(fā)生跌倒（Alcock et al.，2013；Van Kooten et al.，2018）。

本研究以3組不同增速策略的老年女性為研究對象，探討在步速相當?shù)恼Ｐ凶吆涂焖傩凶哌^程中，其下肢關節(jié)矢狀面內力矩、功率及關節(jié)做功的差異性，以及上述3種增速策略是否會造成老年女性下肢關節(jié)功能性貢獻和關節(jié)間的補償機制發(fā)生改變。本研究擬驗證2個研究假設：1）增速策略會改變老年女性快速步行過程中的下肢關節(jié)負荷的分配，以及各關節(jié)做功百分比；2）與主要增加步頻的老年女性相比，依靠增加步幅與同時增加步幅和步頻的老年女性，在快速行走過程中將承載更大的下肢關節(jié)負荷。

1 研究對象與方法

1.1 研究對象與分組

在社區(qū)里招募受試人群，要求其下肢無明顯疼痛或無骨折和手術史，能獨立完成1 h左右的步態(tài)測試工作。另外，近兩年內在肌肉骨骼、神經(jīng)系統(tǒng)等方面無疾病，且無視覺和前庭功能障礙等。首先，受試對象需填寫《受試者基本情況調查表》并簽署知情同意書，隨后根據(jù)上述信息進行初步篩選，再結合步態(tài)策略的選擇標準確定，最終27名健康老年女性的實驗數(shù)據(jù)用于本研究。

1.2 儀器設備

9臺QUALISYS攝像頭（Oqus300＋）、高速運動捕捉系統(tǒng)QTM（瑞典）以及24個配套直徑為19 mm的紅外反光標志球和4塊跟蹤板共同完成運動學數(shù)據(jù)的采集，采樣頻率為500 Hz。KISTLER（瑞士）三維測力臺2塊，型號為9287C（長×寬：900 mm×600 mm），外置信號放大器的采樣頻率為1 000 Hz，通過數(shù)模轉換器與紅外高速運動捕捉系統(tǒng)QTM連接進行同步。最后，利用生物力學分析軟件Visual 3DTM（以下簡稱V3D）完成參數(shù)的采集和處理。原始的運動學、動力學參數(shù)在數(shù)模轉化時通過Butterworth低通濾波器進行過濾，其截斷頻率分別為12 Hz和50 Hz（Huang et al.，2013；Tajima et al.，2018）。

1.3 實驗流程和數(shù)據(jù)處理

1）受試者在跑臺上以2.0～3.0 m/s的速度進行5 min的慢跑熱身，更換實驗測試服裝（短褲和運動鞋、襪子），主要為了消除運動裝備不同帶來的影響，以及讓下肢、骨盆處的反光球清晰可見；2）操作人員為其粘貼反光球和跟蹤板，反光球粘貼位置分別在髂脊上緣、髂前和髂后上棘、大轉子、膝內外側、踝內外側、跟骨、第五跖趾關節(jié)、第一跖趾關節(jié)，以及4塊跟蹤板貼在大、小腿外側的中部；3）要求受試者站在拍攝的中心區(qū)域保持不動、雙腳自然分開與肩同寬、掌心向前，采集受試者的靜態(tài)動作；4）在QTM人體模型中完成匹配后，取下左、右側大轉子以及膝和踝關節(jié)處的反光球（10個）；5）向受試者發(fā)出開始口令，讓其在規(guī)定路線上完成正常行走（自然、習慣的日常行走方式）和快速行走（盡量快、但不是跑，即不能出現(xiàn)雙腳同時騰空的狀況）。當受試者各有3次成功采集到有效數(shù)據(jù)后（左、右腳分別踏在兩塊三維測力臺上），測試結束。

在V3D中建立骨架模型，人體共分為骨盆、大腿、小腿、足7個環(huán)節(jié)。踝、膝關節(jié)中心分別定義為內外踝和脛骨內外粗隆的中點，骨盆近端與遠端半徑分別為左右髂棘與大轉子之間距離的一半，骨盆深度設為0.144 m。步態(tài)模型插件被用來采集受試者的步速、步幅、步頻等參數(shù)，該模型已被廣泛地應用在步態(tài)分析中，其重復性和可靠性也都已得到驗證（Mentiplay et al.，2018）。其中，步行周期中邁出一步所用的時間稱為單步時間，即從一側下肢足跟觸地至對側足跟觸地所用的時間，所對應的距離為步長。而步幅指同一側足跟前后兩次觸地瞬間的縱向直線距離，即左、右步長之和，步頻則是單位時間內行走的步數(shù)。

數(shù)據(jù)處理時，首先確定受試對象的步態(tài)周期（右側足跟觸地至右側足跟再次觸地瞬間）的運動學和測力臺數(shù)據(jù)。通過逆向動力學計算得到關節(jié)力矩，關節(jié)功率為關節(jié)凈力矩與角速度的乘積，下肢關節(jié)功率對時間進行積分得到關節(jié)做功（Browne et al.，2017；Cofre et al.，2011）。定義步態(tài)周期的踝關節(jié)背屈力矩、膝和髖關節(jié)屈曲力矩為正值（＋），對應踝關節(jié)跖屈力矩、膝和髖關節(jié)伸展力矩為負值（-）。踝、膝和髖關節(jié)功率正值（＋）表示能量產(chǎn)生，踝、膝和髖關節(jié)功率負值（-）則表示踝、膝和髖關節(jié)能量吸收。本文結合相關文獻（Cofre et al.，2011），主要對踝關節(jié)功率峰值A1和A2、膝關節(jié)功率峰值K1、K2、K3、K4，以及髖關節(jié)功率峰值H1、H2和H3進行統(tǒng)計分析。隨后，對踝、膝以及髖關節(jié)功率正值（＋）進行積分，便得到其做正功情況，負值部分（-）的相應積分則是做負功情況。最后，關節(jié)力矩、關節(jié)功率峰值及關節(jié)做功分別用自身重量×身高（Moisio et al.，2003）、自身體重×身高、體重完成相應的標準化處理，其單位分別為%BW·HT、W·kg-1·m-1、J·kg-1。

1.4 步態(tài)策略

步行過程中的增速策略共分為3種：主要依靠增加步頻來提高行走速度，主要依靠增加步幅來提高行走速度，同時增加步幅和步頻來提高行走速度（李旭鴻等，2019）。

1.5 統(tǒng)計分析

數(shù)據(jù)由SPSS 17.0軟件進行處理，采取均值±標準差（M±SD）表示。3組老年人群的年齡、身高、體重以及各組間正常和快速行走過程中步速、步頻、步幅、下肢關節(jié)力矩、功率峰值和關節(jié)做功用單因素方差分析（One-Way ANOVA），P＜0.05為具有顯著性差異。另外，同組間的正常和快速行走過程中的下肢關節(jié)力矩、功率峰值及關節(jié)做功用配對t檢驗統(tǒng)計分析，P＜0.05為具有顯著性差異，P＜0.01表示具有非常顯著性差異。

2 研究結果

3組老年女性在年齡、身高和體重上均無顯著性差異，在正常行走過程中，步速、步幅、步頻也無顯著性差異（P＞0.05）。但在快速行走過程中，G1組的步幅分別與G2、G3組呈非常顯著性差異（P=0.001和P=0.008），同時其步頻與G2、G3組也呈非常顯著性差異（P=0.000和P=0.001）。另外快速行走過程中，3組步速較為接近（P＞0.05，表1）。

表1 受試對象基本情況Table 1 Basic Information of the Participants M±SD

2.1 正常行走過程中的組間比較

3組在正常行走過程中，垂直地面反作用力峰值（FZ1和FZ2）均略大于自身體重（圖1），而且未出現(xiàn)顯著性差異（P＞0.05）。下肢三關節(jié)矢狀面內的力矩、功率的曲線變化也較為相似（圖2），其峰值大小以及關節(jié)做功均較為接近，未出現(xiàn)顯著性差異（P＞0.05，表2）。因此，若快速行走過程中，3組下肢關節(jié)負荷出現(xiàn)差異性，則是由不同的增速策略造成的。另外，3組在下肢關節(jié)的做功也較為接近，其中踝關節(jié)、髖關節(jié)做正功的能力較為突出（40%左右），而膝關節(jié)則較少（16%左右）。另外，能量吸收則是膝關節(jié)起主導作用（56%左右），其次是踝關節(jié)和髖關節(jié)（表2）。

2.2 快速行走過程中的組間比較

與G1組相比，G2、G3組在快速行走過程中垂直地面反作用力（vertical ground reaction force，VGRF）峰值，踝和膝關節(jié)力矩、功率峰值以及關節(jié)做功都出現(xiàn)一定程度的增加（膝關節(jié)功率峰值K3除外），且FZ2、踝關節(jié)背屈力矩和膝關節(jié)屈曲力矩峰值、踝關節(jié)功率峰值A2及踝關節(jié)做正功情況，分別呈現(xiàn)顯著性增加（P＜0.05）。其中FZ2峰值尤為明顯，G2、G3組分別與G1組呈非常顯著性差異（P=0.000和P=0.003）（表2、圖3）。而G1組在快速行走過程中，其髖關節(jié)力矩、功率峰值以及關節(jié)做功均高于G2、G3組，僅髖關節(jié)屈曲力矩、功率峰值H3及做正功情況出現(xiàn)顯著性增加（P＜0.05）。

G3組在快速行走過程中，踝、膝兩關節(jié)的力矩、功率以及關節(jié)做功，雖然也低于G2組，但都較為接近（P＞0.05）。而其髖關節(jié)屈曲力矩、髖關節(jié)功率峰值H3兩個指標卻明顯高于G2組，且呈現(xiàn)顯著性差異（P=0.035和P=0.048）。在快速行走過程中下肢關節(jié)做正功方面，雖然3組均是髖關節(jié)居多，但G1組髖關節(jié)做正功起主導作用（51.81%），G2組踝、髖關節(jié)作用卻較為相近（39.15%和42.52%）。另外在做負功方面，3組均是膝關節(jié)吸收能量為主，約占65%左右（表2）。

2.3 正常行走和快速行走過程的組內比較

圖1 3組老年女性正常和快速行走過程的垂直地面反作用力比較Figure 1.Comparison of Average(solid line)and Standard Deviation(cloud)of VGRF between Normal and Fast Speed Walking in Three Groups

與正常行走相比，G1組在快速行走過程中FZ1、髖關節(jié)屈曲力矩峰值、膝關節(jié)功率峰值K3和K4、髖關節(jié)功率峰值H1和H3以及膝關節(jié)做正功和負功、髖關節(jié)做正功都出現(xiàn)不同程度的增大（P＜0.05或P＜0.01）。而隨著步速的加快，G2、G3組上述指標也出現(xiàn)了相應的增加，同時其踝關節(jié)跖屈和背屈力矩峰值、膝關節(jié)屈曲和伸展力矩峰值、踝關節(jié)功率峰值A2、膝關節(jié)功率峰值K1和K2及踝關節(jié)做正功，也出現(xiàn)不同程度的增加（P＜0.05或P＜0.01）（表2）。與G2、G3組差別最為明顯的是，G1組膝關節(jié)功率峰值K3、髖關節(jié)功率峰值H3均出現(xiàn)顯著性增加（P=0.027和P=0.018），F(xiàn)Z2則顯著性減?。≒=0.022）。

從正常行走到快速行走，3組的下肢關節(jié)做功也發(fā)生了明顯變化。其中G1組踝關節(jié)做正功能力明顯從40.54%減少到29.82%，G3組次之，但G2組并未下降多少（42.50%和39.15%）。同時G1組髖關節(jié)做正功能力從42.53%明顯增加到51.81%，G3組次之，而G2組也未有明顯變化（41.67%和42.52%）。此外，在正常行走到快速行走過程中，3組下肢關節(jié)總功（＋）分別增加了41.28%、45.67%和44.14%；而總功（-）分別增加了23.67%、33.33%和29.94%（表2）。

3 分析與討論

本研究發(fā)現(xiàn)，隨著步速的加快，3組老年女性下肢關節(jié)力矩、功率以及關節(jié)做功都出現(xiàn)不同程度的增加，但從下肢關節(jié)做功角度來看，G2、G3組增量更多，提示G2、G3組在快速行走時承載更大的關節(jié)負荷。從關節(jié)負荷分配的視角來看，G1組對髖關節(jié)的功能需求更高，不僅髖關節(jié)力矩、功率峰值以及做功能力都明顯高于G2、G3組，且隨著步速加快，其踝關節(jié)做正功能力從40.54%減少到29.82%。進而說明，G1組在快速行走時其踝關節(jié)功能性不足，為了滿足步行速度的要求，出現(xiàn)了近端環(huán)節(jié)向遠端環(huán)節(jié)功能補償?shù)内厔?。上述結果與本文最初的假設較為一致。

3.1 不同步行增速策略對下肢關節(jié)力矩的影響

在步速/步幅相當?shù)恼Ｐ凶邥r，3組老年女性下肢矢狀面內的關節(jié)力矩峰值較為接近。這與前期的研究吻合，步速/步幅才是決定下肢關節(jié)力矩峰值的主要因素，并非年齡和步速（Allet et al.，2011；Ardestani et al.，2016）。雖有研究指出，在步速/步幅基本一致的前提下，采取減少著地沖擊的行走方式會明顯減少垂直地面反作用FZ1峰值，致使支撐初期的下肢關節(jié)力矩峰值出現(xiàn)顯著性減?。═aji‐ma et al.，2018），這有可能是非正常步態(tài)對下肢關節(jié)動作的調整所至（Howard et al.，2013）。

圖2 3組老年女性正常行走時下肢關節(jié)力矩、功率的變化Figure 2.Changes of Average(solid line)and Deviation(cloud)of Lower Extremity Joint Moments and Joint Power during Normal Speed Walking in Three Groups

人們步行過程中矢狀面內的下肢關節(jié)力矩峰值通常隨著步速的加快而增加（Alcock et al.，2013；Lelas et al.，2003；Schwartz et al.，2008）。本研究發(fā)現(xiàn)，G1組僅在支撐初期（0%～20%步態(tài)周期）的髖關節(jié)屈曲力矩峰值有顯著性提高，這也間接證實了一個論點，步幅才是引起關節(jié)力矩峰值發(fā)生明顯變化的關鍵變量，并非步速或年齡的問題（Allet et al.，2011；Ardestani et al.，2016）。快速行走過程G2、G3組踝關節(jié)背屈力矩、膝關節(jié)屈曲力矩峰值明顯高于G1組。與前人研究較為相似，20名健康成年人通過加快步頻（減小步幅）的步行方式，將使其下肢踝和膝關節(jié)力矩峰值出現(xiàn)明顯減?。ˋllet et al.，2011）。究其原因，G1組在快速行走過程中的FZ1、FZ2峰值明顯低于G2組。從側面說明，步幅較小的G1組在快速行走過程中，其支撐末期的FZ2和支撐初期的FZ1峰值較小，進而致使其踝關節(jié)背屈力矩、膝關節(jié)屈曲力矩峰值分別明顯低于G2組。這也佐證一個結論，通過減小VGRF峰值的步行策略減小其下肢關節(jié)力矩的峰值（Tajima et al.，2018）。此外，G1組的髖關節(jié)屈曲力矩峰值卻明顯高于G2和G3組，這與他人的研究結果相一致：隨著增齡或下肢肌肉力量（踝關節(jié)跖屈?。┏霈F(xiàn)功能性不足，將造成其步幅的減小、髖關節(jié)屈曲力矩隨之增大（Allet et al.，2011；Ardestani et al.，2016），而且髖關節(jié)伸肌力矩的顯著增加可能與踝關節(jié)跖屈肌力矩的不足有關（DeVita et al.，2000）。但與年輕人相比，老年人步態(tài)異常主要源于下肢踝關節(jié)跖屈肌力量不足和髖關節(jié)伸展受限。因此，曾有研究指出，通過加強老年人髖關節(jié)屈肌的拉伸練習，以及踝關節(jié)跖屈肌的向心抗阻訓練來改善老年人的髖關節(jié)活動范圍和步行能力（Allet et al.，2011；Anderson et al.，2014；Ardestani et al.，2016），進而在一定程度上預防跌倒發(fā)生。

3.2 不同步行增速策略對下肢關節(jié)功率和關節(jié)做功的影響

通常利用老年人下肢關節(jié)功率及關節(jié)做功來說明其身體機能水平，以及引起步態(tài)異常的力學機制（Anderson et al.，2014；Cofre et al.，2011；Umberger et al.，2007）。本研究發(fā)現(xiàn)，3組老年女性在正常行走過程中，下肢關節(jié)功率峰值、關節(jié)做功較為相似。這與他人的研究結果較為一致，人們正常行走過程下肢關節(jié)功率和關節(jié)做功主要取決于步速和步幅（Slider et al.，2008）。但G1組踝關節(jié)功率峰值和關節(jié)做功小于G2、G3組，與此同時其髖關節(jié)功率峰值和關節(jié)做功大于G2、G3組。這源于三者踝關節(jié)跖屈肌力矩、髖關節(jié)伸肌力矩（Kerrigan et al.，1998；Um‐berger et al.，2007）和角速度（李旭鴻 等，2019）的差異所致。Anderson等（2014）指出，在正常行走過程中，踝關節(jié)跖屈肌力矩些許的差異也會改變步態(tài)模式。

表2 受試對象正常行走和快速行走過程中地面反作用力、下肢關節(jié)力矩、功率峰值以及關節(jié)做功比較Table 2 Comparison of GRF，Lower Extremity Joint Moments，Joint Power and Joint Work between Normal and Fast Speed Walking M±SD

在快速行走過程，G1組老年女性踝關節(jié)做正功能力低于G2、G3組，髖關節(jié)所做正功又高于G2、G3組。這與他人的研究類似，隨著年齡的增加，老年人踝關節(jié)跖屈肌不 足（DeVita et al.，2000；Monaco et al.，2009；Slider et al.，2008）在快速行走過程將增加髖關節(jié)支撐初期的屈肌功率和做功（Anderson et al.，2014；DeVita et al.，2000；Slider et al.，2008），或者是支撐末期的髖關節(jié)伸肌功率和做功來彌補（Cofre et al.，2011；Monaco et al.，2009）。只不過與年輕人相比，老年人為了滿足步速的功能需求幾乎動用了全部能量，沒有多余的能力應對突發(fā)情況，進而增加發(fā)生跌倒的風險（Samuel et al.，2013）。

圖3 3組老年女性快速行走時下肢關節(jié)力矩、功率變化Figure 3.Changes of Average(solid line)and Deviation(cloud)of Lower Extremity Joint Moments and Joint Power during Fast SpeedWalking in Three Groups

3.3 不同步行增速策略對下肢關節(jié)功能補償?shù)挠绊?/h3>

研究表明，與青年人相比，步幅減小、步頻加快的增速模式會減少對老年人踝關節(jié)跖屈肌的功能需求（Kerrig‐an et al.，1998），而且隨著步速的加快，下肢關節(jié)的能量產(chǎn)生會出現(xiàn)向遠端環(huán)節(jié)補償?shù)内厔?。下肢踝關節(jié)跖屈肌較大的老年女性，尤其是G2組，不管是正常行走還是快速行走過程中，起主導作用的是踝和髖關節(jié)來推動身體前進，但其膝關節(jié)力矩也明顯高于G1組，這在一定程度上加重了膝骨內側關節(jié)炎的發(fā)生和損傷加重的進程（Mi‐yazaki et al.，2002）。

不管是正常行走還是快速行走，3組老年女性下肢關節(jié)的能量吸收均是以膝關節(jié)為主，且隨著速度的加快，膝、髖關節(jié)的能量吸收有所增加，踝關節(jié)則略微減少（Co‐fre et al.，2011）。另外，我們注意到，3組老年女性在正常行走過程的能量吸收是以支撐末期的K3為主。Winter（1983）曾指出，在步態(tài)周期60%左右，膝關節(jié)開始快速屈曲，此刻股四頭肌主要負責能量吸收，且隨腿擺動高度的增加而減弱。在快速行走過程中，以支撐初期的K1和擺動末期的K4為主，這從側面表明，支撐初期的股四頭肌、擺動末期的腘繩肌離心收縮共同起主導作用（Winter，1983）。但隨著增齡，老年人股四頭肌和腘繩肌的功能能力都出現(xiàn)不同程度的衰退，有可能會減弱其身體姿勢的控制能力，進一步增加跌倒的風險（Cadore et al.，2013；Gao et al.，2019）。

3.4 研究局限性及研究展望

局限性：1）受試人群都是健康的老年女性，且具有較好的活動能力，因此限制了研究結果向其他人群的進一步推廣。2）僅針對矢狀面內的下肢關節(jié)負荷進行研究，并未涉及到額狀面和水平面。3）應針對其下肢關節(jié)的最大能力和肌肉力量進行準確量化，進一步明確下肢關節(jié)的功能補償機制。4）步態(tài)動作雖然較為平緩，但測力臺的原始動力學數(shù)據(jù)在數(shù)模轉換時進行低通濾波處理，仍有可能造成信號丟失，進而影響研究結果。

研究展望：1）健康老年男性快速行走是否也會出現(xiàn)類似的結果，尚不得而知，性別、健康與否在選擇增速策略上存在哪些差異，以及步速和增速策略之間是否有交互作用，仍需進一步研究和探討。2）目前，針對老年人群步態(tài)的生物力學研究較少涉及力矩、功率以及關節(jié)做功，導致很難深入探討和全面理解增齡帶來的老年人下肢關節(jié)功能性不足，以至于無法形成共識。

4 結論

增速策略能改變其步行過程中的下肢關節(jié)負荷，在步速/步幅相當?shù)恼Ｐ凶哌^程中，老年女性承載的關節(jié)負荷無明顯差異，而且踝、髖關節(jié)的做正功能力起主導作用，能量吸收則是以膝關節(jié)為主。

主要依靠增加步幅與同時增加步幅和步頻的老年女性在快速行走過程中，對踝、膝關節(jié)的功能需求較高，而主要依靠增加步頻的老年女性則對髖關節(jié)更為依賴，這源于踝關節(jié)功能性明顯不足，進而出現(xiàn)向遠端環(huán)節(jié)功能補償?shù)内厔荨?/p>

下肢踝關節(jié)跖屈肌力量偏弱的老年女性建議選擇通過加快步頻的方式來提高步速，不僅承載較少的關節(jié)負荷，還可以避免因下肢關節(jié)功能性不足出現(xiàn)跌倒的風險。同時，加強髖關節(jié)屈肌的拉伸練習來改善老年人髖關節(jié)伸展性不足的步態(tài)限制。