步態參數

基本介紹

• 中文名：步態分析
• 外文名：gait analysis

簡介

步態（gait）是指人體步行時的姿態和行為特徵，人體通過髖、膝、踝、足趾的一系列連續活動，使身體沿著一定方向移動的過程。步態涉及行為習慣、職業、教育、年齡及性別等因素，也受到多種疾病的影響。步行的控制十分複雜，包括中樞命令、身體平衡及協調控制，涉及下肢各關節和肌肉的協同運動，同時也與上肢和軀幹的姿勢有關。任何環節的失調都可能影響步態，而異常也有可能被代償或掩蓋。正常步態具有穩定性、周期性和節律性、方向性、協調性以及個體差異性，然而，當人們存在疾病時，這些步態特徵將有明顯的變化。

步態分析（gait analysis）就是研究步行規律的檢查方法，旨在通過生物力學和運動學手段，揭示步態異常的關鍵環節及影響因素，從而指導康複評估和治療，有助於臨床診斷、療效評估及機理研究等。步態分析中，常通過一些特殊參數來描述步態正常與否，這些步態參數通常包括以下幾類：步態周期、運動學參數、動力學參數、肌電活動參數和能量代謝參數等。

步態周期

步行周期（gait cycle，GC）：在行走時一側足跟著地到該側足跟再次著地的過程被稱為一個步行周期，通常用時間秒（s）表示。一般成人的步態周期約為1—1.32 s左右。行走中每個步態周期都包含著一系列典型姿位的轉移，人們通常把這種典型姿位變化劃分出一系列時段，稱之為步態時相（gait phase/period）。一個步行周期可分為支撐相（stance phase）和擺動相（swing phase），細分又可以分成8個時相，一般用該時相所占步態周期的百分數（GC%）作為單位來表達，有時也用秒（s）表示。步態周期和時相如圖1所示。

1、支撐相（stance phase）

支撐相指下肢接觸地面及承受重力的時間，占步行周期的60 %。支撐相大部分時間是單足支撐。步行與跑步的關鍵差別在於步行有雙足支撐的時間，稱為雙支撐相，相當於支撐足首次觸地及承重反應期或對側足的減重反應和足離地時期。雙支撐相的時間與步行速度成反比。步行障礙時往往首先表現為雙支撐相時間延長，以增加步行穩定性。支撐相又分為5個時相：

（1）首次觸地期（initial contact，IC）：指足跟接觸地面的瞬間，使下肢前向運動減速，確定足進人支撐相的位置，因此是造成支撐相異常最常見的原因，占GC的2%左右。

（2）承重反應期（loading response，LR）：指首次觸地之後重心由足跟向全足轉移的過程，占GC的10%左右。

（3）支撐相中期（mid stance, MS）：指支撐相中間階段的時間。此時支撐足全部著地，對側足處於擺動相，是唯一單足支撐全部重力的時相，正常步速時大約GC的19 % 左右。主要功能是保持膝關節穩定，控制脛骨前向慣性運動，為下肢向前推進做準備。參與該過程的肌肉主要為膝腸肌和比目魚肌。下肢承重力小於體重或身體不穩定時此期縮短，以將重心迅速轉移到另一足，保持身體平衡。

（4）支撐相末期（terminal stance, TS）：指下肢主動加速蹬離的時間，開始於足跟抬起，結束於足離地，約占GC的19%左右。

（5）擺動前期（pre-swing, PS）：在緩慢步行時可以沒有蹬離，而只是足趾離開地面,占GC的12%左右。

單支撐相：通常指一側下肢足跟著地到同側足尖離地的過程，單位為s，一般占一個步行周期的40%。行走時一側下肢單支撐期所占時間，實際上完全等於對稱下肢的邁步相時間，單腳支撐時間縮短，提示該下肢負重能力的下降。為了進行步態矯正和訓練的方便，提出以下動作要點：

（1）足跟著地：下肢伸肌張力增高，伴有足下垂、內翻的患者難以完成。

（2）全足底著地：自步行周期的7.6%開始，全足底在地面放平。伴有足內翻、足下垂的病人難以完成。

（3）重心轉移到同側：由於單側下肢支撐身體重量，偏癱、關節疼痛、平衡能力低下的患者往往時間過短。

（4）足跟離地：自步行周期的41.5%開始，是向下蹬踏的起始動作，偏癱病人往往完成不充分。

（5）膝關節屈曲增大：自步行周期的54.1%開始，偏癱病人由於下肢伸肌占優勢，膝關節屈曲活動受限，完成困難。

（6）足尖離地：自步行周期的60%開始，身體的重心線移到踝關節前方，足趾用力著地，通過下肢的蹬踏動作，產生向前的推進力。偏癱患者由於下肢痙攣，足下垂、內翻，下肢分離運動不充分，所以不能較好地完成此動作，是步態異常的重要原因之一。

雙支撐相：雙足支撐是步行的最大特點。在一個步行周期中，當一側下肢完成足跟抬起到足尖向下蹬踏離開地面的時期內，另一側下肢同時進行足跟著地和全足底著地動作，所以產生了雙足同時著地的階段。一般占一個步行周期的20%，此階段的長短與步行速度有關，速度越快，雙支撐相就越短，當由走變為跑時，雙支撐相變為零。雙支撐相的消失，是走和跑的轉折點，故成為競走比賽時判斷是否犯規的唯一標準。

圖1 步態周期和時相

2、擺動相（swing phase）

擺動相指足離開地面向前邁步到再次落地之間的時間，占步行周期的40 % ，分為三個時相：

（1）擺動相早期（initial swing，IS）指足離開地面早期時段的活動，主要的動作包括足廓清（clearance）地面和屈髖帶動屈膝，加速肢體前向擺動，占GC的13 %左右。

（2）擺動相中期（mid swing，MS）指足在空中擺動中間時段的活動，足廓清仍然是主要任務，占GC的12 %左右。

（3）擺動相末期（terminal swing，TS）指邁步即將結束，足在落地之前的活動，主要動作是下肢前向運動減速，準備足著地的姿勢，占GC的13% 左右。

擺動相是在步行中始終與地無接觸的階段，此階段的動作要點是：

（1）足上提，從一個步行周期的63.6%開始，是足尖離地、下肢向前擺動的加速期。

（2）膝關節最大屈曲，是從一個步行周期的67.9%開始的，擺出的下肢剛剛通過身體的正下方。

（3）髖關節最大屈曲，自步行周期的84.6%開始。此階段已完成下肢向前擺出的動作，開始減速，直至足跟著地。

（4）足跟著地，完成步行周期的100%。

運動學參數

運動學（Kinematics）是研究步行時肢體運動時間和空間變化規律的科學方法。運動學參數指在行走過程中，與時間和距離相關的一些參數，包括時間參數、距離參數和時間-空間等，是臨床常用的客觀指標，能夠檢測患者行走功能的一些基本變化。

1、時間參數

時間參數指與步行相關的時間事件，包括單步時間、跨步時間、步頻、步速、同側站立相和邁步相時間百分比、站立相各個分期所占步行周期時間百分比。

單步時間：指步行周期中邁一步所需要的時間，即從一側下肢足跟首次著地至對側下肢足跟再次著地為止所用時間。以秒為計時單位。在正常情況下，雙下肢的單步時間相等。如果雙側下肢單步時間不等，提示步態的不對稱。

跨步時間：指完成一個步行周期所需要的時間，即從一側下肢足跟著地至該下肢足跟再次著地所經過的時間。以秒為計時單位。用於被試者之間或自身比較時，跨步時間通常採用百分比的方式表達。

步速（Velocity）：單位時間內行走的距離稱為步行速度，以m/s表示，亦可以用身高或下肢長百分比表示。正常人平均自然步速約為1.2m/s左右。

步頻（Cadence）：單位時間內行走的步數稱為步頻，以steps/min表示。正常人平均自然步頻約為95～125 steps/min。

同側站立相和邁步相時間百分比及站立相各個分期所占步行周期時間百分比：在自然速度行走過程中，站立相時間約占步行周期的 60% ，邁步相約占步行周期 40% 。行走過程中雙下肢站立相、邁步相時間是相等的，在行走中表現為步態的對稱性。某些病理情況下，這種步態的對稱性會發生改變。例如偏癱患者因患側下肢不能有效負荷體重，害怕摔倒，因此急於要將身體的重量轉移到健側，此時患側下肢站立相時間縮短，而健側站立相時間則明顯延長，在行走中表現為步態不對稱。因此，雙下肢站立相時間之比，或邁步相時間之比，是反映步態對稱性的一個敏感指標。在臨床檢查中，可以用這個指標來判斷步態的對稱性。

2、距離參數

步態的距離參數包括步長、跨步長、步寬、足夾角等。

步長（Step length）：行走時左右足跟或足尖先後著地時兩點間的縱向直線距離稱為步長，以cm為單位表示。左腳向前邁一步稱為左步長，右腳向前邁一步稱為右步長。步長與身高顯著相關，身材愈短，步長愈短，正常人步長約為50～80cm。中國青年男性的步長約為55.0—77.5 c m ，女性步長約為50.0一70.0 cm。身高相同的男、女性，其步長無顯著差異，且步長隨著年齡的增大而下降。一步的概念還可以時間來衡量，即單步所用的時間。正常人行走時左右側下肢步長及時間基本相等。左、右步長的不一致性則是反映步態不對稱性的敏感指標。如果左腳向前邁一步，右腳隨後向前跟進與左腳保持平行或落後，而不是越過左腳，則右步長為零或負值。病理步態如偏癱步態的不對稱性表現在健側步長縮短，而患側相對延長。如圖2中Ⅰ所示。

跨步長（stride length）：又叫步幅，指同一側足跟前後連續兩次著地點間的縱向直線距離，相當於左、右兩個步長相加，約為100～160cm。被試者走直線時（繞圈行走例外），即便出現明顯地不對稱步態，左、右跨步長也基本相等。因此，通過測量跨步長來判斷步態的對稱性與否是無效的。如圖2中Ⅱ所示。

步寬（stride width）：指左右兩足間的橫向距離，通常以足跟中點為測量點。步寬是反映步態穩定性的指標，步寬越窄，步態的穩定性越差。如圖2中Ⅲ所示。

足夾角（toe out angle）：指貫穿一側足底的中心線（足的長軸，足跟中點到第2趾的連線）與前進方向所形成的夾角稱為足夾角，通常用°表示。正常人的足夾角約為6.75°。如圖2 中Ⅳ所示。

圖2 步長、跨步長、步寬、足夾角示意圖

時間-空間參數

時間—空間參數是步行中髖、膝、踝關節運動規律（角度變化或位移、速度、加速度等）、身體重心的位置變化規律、骨盆的位置變化規律的反映。常用的有步態周期中不同時相的關節角度參數、關節角度曲線、角度一角度圖。正常步行周期各個時期中骨盆和下肢各關節的角度變化總結於表1中。

（1）關節角度參數包括①首次著地時髖關節、膝關節、踝關節的角度；②站立相中髖關節、膝關節、踝關節的最大伸展角度，踝關節最大伸展角度定義為足尖離地時刻前一幀圖像的角度；③足尖離地時髖關節、膝關節、踝關節的角度；④邁步相中髖關節、膝關節、踝關的節最大屈曲角度；⑤矢狀面髖關節、膝關節、踝關節的角度變化範圍。

髖、膝、躁關節在行走中的角度變化主要體現為在步態周期中的角度一時間關係曲線，單一的角度數值變化意義不大。通過對研究對象各關節在不同平面上活動的角度一時間關係曲線與正常人，或左右腳之間，或治療前與治療後不同時期的角度一時間關係曲線的比較，可以反映研究對象各關節的功能情況和治療效果。角度一角度曲線可以形象地表現行走中兩個關節間的協調關係，當神經、肌肉功能異常時，角度一角度曲線也出現異常，表明兩側下肢的協調性差。髖、膝、躁關節角度隨步行周期變化曲線如圖3所示。

髖關節運動曲線：髖關節屈曲角度在邁步相中期達到頂點，並保持到站立相開始。足跟離地到足趾離地這一期間，髖關節伸展角度達到峰值，隨後髖關節角度再度屈曲。

膝關節運動曲線：在一個步行周期中，膝關節出現了兩次屈曲和伸展，足跟著地前即邁步相末期，下肢伸展進入站立相早期後小幅屈曲，即膝關節屈曲。站立相中期再度伸展，隨後膝關節再度屈曲，並在邁步相早期達到了高峰，這時膝關節屈曲角度達到60度。如果這時膝關節屈曲角度受限，會影響小腿向前的正常擺動。

踝關節曲線：踝關節曲線最明顯特徵是在步行周期60%階段，也就是足底離地時，踝關節跖屈約達到20度。有利的跖屈，保證我們在行走過程中身體能夠有力向前移動，才能保證正常的行走速度。

圖3 髖、膝、躁關節角度隨步行周期變化曲線

（2）骨盆：骨盆移動可以被認為是重心的移動。正常成人在步行時身體重心的位置在骨盆的正中線上，從下方起男性約為身高的55%，女性約為50%的高度。步行時重心的上下移動為正弦曲線，在一個步行周期中出現兩次，其振幅約4.5cm，最高點是支撐中期，最低點是足跟著地；骨盆的側方移動也是正弦曲線，在一個步行周期內左、右各出現一次，其振幅約3cm，最大移動度是在左、右足處於支撐中期時出現的，在雙足支撐期重心位於左右中間。

表1正常步行周期中骨盆和下肢各關節的角度變化

動力學參數

動力學（Kinetics）分析是對步行時作用力、反作用力強度、方向和時間的研究方法。動力學參數指與步態有關的力學參數，包括地反力、關節力矩、人體重點心、肌肉活動等，通過上述參數的分析可以揭示特異性步態形成原因。

1、地反力(Ground reaction force, GRF)

地反力指人體在站立、行走和奔跑時，足底作用於地面而產生的大小相等、方向相反即作用於足底的力，也叫足一地接觸力。地反力分為垂直分力、前後分力和內外分力，可通過力平台測得，通常可按垂直、前後和左右方向做三維記錄。前後分力所反映的是支撐腿的驅動和制動能力，內外分力則反映側方負重能力與穩定性，垂直分力反映行走過程中支撐下肢的負重和離地能力。臨床套用時，主要觀察力一時間曲線的特徵，即谷峰值、谷值的出現時間和幅度的變化。行走時足一地接觸力在垂直方向上的分力最大，在每個步態周期轉折點出現極值，足跟著地時有一極大值，隨足部逐漸放平，受力面積逐漸增大，受力減小，足部完全放平時受力達最小，至足跟離地，足趾登地時出現另一極大值，即在整個步態周期中，垂直方向受力曲線具有典型的對稱雙峰性質。正常人足一地接觸力在水平、前後方向受力較小，且基本對稱。研究認為不同年齡人體的足一地接觸力無顯著性差異。

2、力矩

物理學上力矩指使物體轉動的力乘以到轉軸的距離。公式力矩（M）= 力（F）x距離（d）。力矩是使一個關節發生轉動的力，故又稱關節力矩，主要是肌肉作用的結果。力矩是肌肉、韌帶和摩擦力作用的最終結果，在正常步態中，關節角度並不達到其運動範圍的終點，摩擦力也非常小。因此，當主動肌與拮抗肌肌肉力量失衡時，維持正常關節運動的力矩將發生改變。關節力矩包括伸展力矩、屈曲力矩和支持力矩。所謂支持力矩，是髖、膝、踝關節力矩的代數和，是保證站立相支撐腿不打軟的支撐力。

3、身體重心的加速度

人體重心位於第二骶骨前緣，兩髖關節中央。直線運動時該中心是身體擺動幅度最小的部位。行走時人體重心不僅在水平方向，而且在垂直方向上不斷改變著位置和速度。其中身體重心在垂直方向的速度變化與各關節及其活動肌肉的力學狀況有密切關係。例如：分析一側膝關節在行走期間的關節內力時，需要分析膝關節以上身體各部分重心的位置和加速度變化，有關的參數值是進行下肢膝關節受力分析時必不可少的基礎數據。

4、步行中下肢肌群活動

步行的動力主要來源於下肢及軀幹的肌肉作用，在一個步行周期中，肌肉活動具有保持平衡、吸收震盪、加速、減速和推動肢體運動的功能。

（1）股四頭肌：股四頭肌屬跨雙關節肌，起屈髖伸膝作用。兩處股四頭肌收縮活動，一處發生在步行周期的前 20% ，始於邁步相末期到站立相預負重期，也就是負荷反應期達到了峰值。此時骨四頭肌作為膝關節伸肌發揮作用。第二次收縮活動發生在足跟離地後，足尖離地後收縮達到了高峰，此時兼有屈髖伸膝作用。

（2）膕繩肌：膕繩肌由外側股二頭肌和位於內側的半腱肌構成，也屬跨雙關節肌群，作用是伸髖屈膝。上圖所示膕繩肌收縮始於上一個周期邁步相末期，作為屈膝肌。膕繩肌離心性收縮，使向前擺動的小腿減速，其目的為足跟著地做準備。當足跟著地後，膕繩肌又作為伸髖肌協調臀大肌伸髖，當站立中期過後，雙側下肢向前邁步，軀幹前傾，為了防止過度前傾，膕繩肌發揮伸髖的作用。

（3）腓腸肌：小腿三頭肌包括腓腸肌和比目魚肌。腓腸肌與跨膝關節和踝關節的肌肉使髖關節跖屈，當踝關節負重並固定時，腓腸肌收縮可以牽拉股骨下端和脛骨上端向後，使膝關節被動伸直。行走過程中，作為踝關節跖屈肌，在足跟離地蹬離動作中，腓腸肌向心性大力收縮達到高峰，峰值發生在足跟離地時，隨之產生爆發性踝關節跖屈，產生有力的蹬地動作，從而將身體重心有力的向前推進。

（4）脛前肌群：脛前肌屬踝關節背屈肌。行走中足跟著地時，脛前肌產生離心性收縮，以控制踝關節跖屈度，防止在足放平時出現足前步拍擊地面的情況，而在足趾離地時，脛前肌再次收縮控制或減少此時踝關節的跖屈度，保證足趾在邁步相能夠離開地面，使足廓清動作能夠順利完成。當發生脛前肌麻痹時，病人在足跟著地期會出現拍擊地面聲音，又因在擺動相不能有效背屈踝關節，而出現足下垂。為代償足下垂，病人必須高抬腿才能夠完成邁步動作。

肌電活動參數

步態肌電活動參數主要為步行過程中下肢各肌肉的電活動，揭示肌肉活動與步態關係的肌肉電生理活動，是臨床步態分析必不可少的環節。目前多採用表面電極記錄步行時有關肌肉的電活動。表面肌電信號主要包括原始表面肌電信號和處理後的數據。處理後的數據主要包括時域參數、頻域參數。時域參數主要包括平均振幅、肌電積分等；頻域參數常用的有平均頻率和中位頻率等。

1、表面肌電原始信號作為最直接的形式可顯示肌電活動的發生和靜息情況，原始肌電信號的密集程度和幅度在一定程度上可反映收縮的幅度或力量，密集程度和幅度越高，表面肌電信號越強，則收縮越強。隨著步態，右左側股直肌、脛前肌、股二頭肌、腓腸肌內側的肌纖維運動單位的動作電位開始、結束，後出現一段時間的靜息電位而呈現肌電的活動與靜止周期性變化、右左側同名肌肉肌電信號的密集程度和幅度基本對稱並交替活動。

此外，人在自然步態中根據所測肌肉原始表面肌電信號的特徵性變化可較準確區分步態周期，步態周期的著地反應期，踝關節快速跖屈0~15 ℃，踝關節跖屈本來是由脛後肌進行，但由於此時對側足尖蹬地動作被推壓，限制了脛後肌的活動，而由小腿前肌群（脛前肌等）離心收縮來拮抗。此期股二頭肌收縮，使膝關節緩慢屈曲0~15 ℃，同時股直肌配合進行離心收縮，使身體的重心線由足跟逐漸前移至足趾，所以在著地反應期，股直肌、股二頭肌、脛前肌的肌電活躍，腓腸肌內側的肌電處於不活躍狀態；足跟著地後接下來是全足著地、足跟離地、足趾離地，此時踝關節開始進行性背伸10~20 ℃，一直持續到足趾離地前，踝關節的背伸主要由後面腓腸肌群通過離心性或拉長性收縮來調整，以保持地面足的穩定。因此在站立中期、站立末期、擺動前期可見腓腸肌內側的肌電活躍，股直肌、股二頭肌、脛前肌的肌電處於不活躍狀態；在擺動相時，踝關節進入被動跖屈至快速背伸，腓腸肌群開始停止肌電活動，主要由脛前肌向心性收縮完成，在擺動後期(最終擺動)股直肌、股二頭肌配合脛前肌完成下肢的擺動，所以在最終擺動期，股直肌、股二頭肌肌電活躍。在擺動相脛前肌肌電活躍，而腓腸肌內側肌電處於不活躍狀態。

總之，行走時，每一個動作的實現，都在神經系統的調節下，有關肌群協同活動才能完成正常的步態。正常青年人自然步態中，其股直肌、脛前肌、股二頭肌、腓腸肌的肌電活動隨步態周期呈活動與靜止周期性、協調性變化，右左側同名肌肉交替活動。在步態周期中，股直肌、股二頭肌、脛前肌在站立相前期（即著地反應期）和擺動相肌電活躍，腓腸肌內側在站立相中絕大部分時期肌電活躍。

2、處理後的數據由原始表面肌電信號通過信號處理中的全波整流、平滑和分析功能進行處理得出。

振幅：振幅變化主要反映肌肉活動時運動單位激活的數量、參與活動的運動單位類型以及其放電頻率同步化程度，與不同肌肉負荷強度條件下的中樞控制功能有關。

肌電積分值：肌電積分值是對所測得表面肌電圖信號進行整流平滑後單位時間內曲線下面積的總和，可以反映肌電信號隨時間進行的強弱，其值的高低反映運動時參與肌肉收縮的肌纖維數目的多少和每個運動單位的放電大小。該參數主要體現肌肉在單位時間內的收縮特性。肌肉收縮時，肌電積分與肌力之間存在著線性關係。當肌肉收縮的力量增強時，參加工作的運動單位數量增多並且每個運動單位的放電增加，因此，肌電積分隨之增加，反之亦然。

平均頻率：平均頻率表示的是過功率譜曲線重心的頻率。其高低與外周運動單位動作電位的傳導速度、參與活動的運動單位類型以及其同步化程度有關。另外，人體骨骼肌纖維主要有2種成分，慢肌纖維（Ⅰ型纖維）和快肌纖維（Ⅱ型纖維），即慢肌纖維則以低頻電位活動為主，快肌纖維興奮主要表現高頻放電。平均頻率還與骨骼肌中Ⅰ型纖維所占的比例成正相關，與Ⅱ型纖維所占的比例成負相關。

中位頻率：中位頻率是指骨骼肌收縮過程中肌纖維放電頻率的中間值，在正常情況下人體不同部位骨骼肌之間中位頻率值高低差異較大，主要受肌肉組織中的慢肌纖維（Ⅰ型纖維）和快肌纖維（Ⅱ型纖維）的組成比例的影響。

能量參數

能量參數包括能量代謝參數和機械能參數。

能量代謝參數是指步行中的能量代謝，可以在步態分析過程中同時用氣體分析儀測量及分析氣體中含氧量的變化，以此來計算步行中的能量消耗量，用以衡量步行效率，但不能查明行走時具體的異常機制。

機械能消耗參數可以套用動能、勢能及其轉換技術來計算在一個步態周期中身體不同部位的能量消耗（產能及耗能），可查明行走異常時耗能高的特定部位和特定時期，有助於研究步態異常機理，選擇恰當的治療方法。

能量消耗傳統上用間接熱卡測量儀或生理消耗指數（PCI）測量。前者（卡路里）基於假設體內所有的能量釋放反應取決於氧攝取量，是最為廣泛採納的標準。在運動中測定氧攝取量最普遍的方法是通過測定呼出氣體中的氧含量。而PCI由Macgregor 提出，它通過穩態行走和安靜心率的差別並被行走速度相除計算出來的。這一指數提供用走每米的心跳數來測量步態效能。PCI被推薦作為Vo2測定的一個替代，因為在亞最大運動量的條件下，心率與氧攝取量間存在著線性關係。PCI 易於計算，被廣泛套用於臨床和研究。

氧價（oxygen cost，OC）：指運動時人體單位體重、單位距離所消耗的氧氣量，步行時耗氧量和步行距離的商（OC=VO2/meter），單位為ml/kg.m。受試者採用攜帶型氧分析方式，在步行時同步採集呼出的氣體，進行耗氧量分析，再與步行距離相除。氧價越低，說明步行運動的能量消耗越省。自然步態的標誌就是最節約能量的步行方式，任何步行訓練效果的金標準就是降低氧價。

心率也被視為機體能量消耗的指標，已成為評定正常兒童和腦癱兒童能量消耗的指標，有研究表明，以正常步態行進時，在接近最大心率之前，心率和氧耗呈線性關係。在亞極量運動時氧攝取量與心率呈線性關係，所以在運動中和恢復期的總心跳數可代表能量消耗，心率指數的任何改變都將代表氧耗的改變，因此也表示能量消耗的改變。吳克芬等用運動期間總心跳/總行走距離（THBI）作為能量效量測定的新方法，發現THBI這個新的指數可代表穩態和非穩態下步態的能量效率。它易於計算，所需設備也易於獲得，裝配舒適，且非創傷性。重複性統計發現THBI 與氧價有可比性，敏感度高，並優於PCI，在改變負荷時與氧價有相似曲線。

能量利用率（energy utility）：能量利用率的測定主要是通過心率、氧耗、氧損失來求得。在正常情況下，合適的步行速度可以使單位距離的能量消耗減小到最低。步行周期的運動學要求身體重心在水平和垂直方向的移動均減小到最低，即最佳能量消耗的運動。步行時，既由於身體各節段的移動而消耗動能，又可因關節韌帶和肌肉的牽拉以及重心的轉移而產生勢能；步行時產生的勢能有大約50%可以被再利用。

擴展閱讀

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