郭 峰，付彥銘，李 東，袁維帥，王 新*

（1.沈陽(yáng)體育學(xué)院，遼寧 沈陽(yáng) 110102；2.東北大學(xué) 理學(xué)院，遼寧 沈陽(yáng) 110102）

平衡在維持人體站立、行走以及協(xié)調(diào)完成人體各種動(dòng)作中具有重要的作用。作為技巧類運(yùn)動(dòng)員，通常需要更高的平衡控制能力來(lái)確保落地穩(wěn)定性。而復(fù)雜多變的動(dòng)作技術(shù)結(jié)構(gòu)和雪面物理因素干擾，使得在“動(dòng)作-平衡動(dòng)態(tài)耦合”狀態(tài)下，自由式滑雪空中技巧項(xiàng)目運(yùn)動(dòng)員落地平衡穩(wěn)定控制難度更高，也是影響該項(xiàng)目運(yùn)動(dòng)員運(yùn)動(dòng)表現(xiàn)的關(guān)鍵因素和研究難點(diǎn)問題。對(duì)自由式滑雪空中技巧項(xiàng)目運(yùn)動(dòng)員平衡能力的評(píng)估以往多采用靜態(tài)平衡能力進(jìn)行評(píng)價(jià)（婁彥濤 等，2016；閆紅光 等，2009，2012），但由于不同指標(biāo)的敏感度不同，其評(píng)價(jià)結(jié)果存在差異。婁彥濤等（2016）選取COP在X軸、Y軸方向移動(dòng)的速度、總距離、平均距離以及速度矩等作為評(píng)價(jià)指標(biāo)，比較了自自由式滑雪空中技巧項(xiàng)目國(guó)家隊(duì)和青年隊(duì)運(yùn)動(dòng)員在睜、閉眼狀態(tài)下單腿、雙腿靜態(tài)站立平衡過程中COP的差別，研究?jī)H發(fā)現(xiàn)COP的移動(dòng)速度指標(biāo)存在統(tǒng)計(jì)學(xué)差異，而并未報(bào)告COP移動(dòng)距離指標(biāo)的差異。

人體的站立平衡是在大腦的控制下完成的，已有研究表明，大腦皮質(zhì)在人體站立平衡過程中起到重要的調(diào)控作用，如當(dāng)人體發(fā)生腦卒中時(shí)，其站立平衡控制能力減弱（Bonan et al.，2004）。經(jīng)顱磁刺激（transcranial magnetic stimulation，TMS）研究表明，人體在站立平衡時(shí)，其大腦相關(guān)皮質(zhì)區(qū)的皮質(zhì)血流量顯著高于其在坐位狀態(tài)下的皮質(zhì)血流量（Obata et al.，2009）。還有學(xué)者使用腦電（electroencephalography，EEG）技術(shù)發(fā)現(xiàn)人體在靜態(tài)站立平衡控制任務(wù)中，不同頻率段的腦波發(fā)生了顯著變化（Percio et al.，2007；Thibault et al.，2014；Varghese et al.，2015）。這些研究說明，大腦皮質(zhì)在人體站立平衡過程或者在身體姿勢(shì)維持中可能起到了重要作用。但無(wú)論大腦皮質(zhì)興奮性、腦血流動(dòng)力學(xué)，還是腦電頻段的變化，都不能直接說明大腦皮質(zhì)在平衡控制中的作用。為了建立人體在站立平衡過程中大腦皮質(zhì)與肌肉之間直接的功能聯(lián)系，Murnaghan等（2014）引入了大腦皮質(zhì)-肌肉相干（corticomuscular coherence，CMC）的評(píng)價(jià)方法，它可以幫助我們直接了解人體在執(zhí)行運(yùn)動(dòng)任務(wù)過程中大腦皮質(zhì)對(duì)肌肉的控制情況。CMC是對(duì)某一頻段的EEG信號(hào)和肌電（electromyography，EMG）信號(hào)的頻譜進(jìn)行相關(guān)分析的一種方法，通常選擇EEG的β（13～30 Hz）和γ（31～45 Hz）頻段進(jìn)行分析（Campfens et al.，2013；Mima et al.，1999；Slobounov et al.，2009）。該評(píng)價(jià)方法已廣泛應(yīng)用于大腦皮質(zhì)對(duì)肌肉控制的研究中，如運(yùn)動(dòng)性肌肉疲勞時(shí)神經(jīng)肌肉控制發(fā)生的變化（張肅等，2016），腦卒中患者康復(fù)治療過程中神經(jīng)肌肉協(xié)調(diào)性的評(píng)價(jià)（Larsen et al.，2017；Von Carlowitz-Ghori et al.，2014），身體姿勢(shì)控制中的神經(jīng)機(jī)制研究（Liu et al.，2019）。

在運(yùn)動(dòng)實(shí)踐中，為了提高平衡能力，自由式滑雪空中技巧項(xiàng)目運(yùn)動(dòng)員經(jīng)常在高難度的平衡控制任務(wù)中進(jìn)行訓(xùn)練，如以單腿站立于非平穩(wěn)的氣墊完成平衡控制。盡管長(zhǎng)期的平衡專項(xiàng)訓(xùn)練提高了該項(xiàng)目運(yùn)動(dòng)員的平衡控制能力，但在復(fù)雜多變的環(huán)境條件下，運(yùn)動(dòng)員在騰空后的著陸過程中摔倒的現(xiàn)象依舊經(jīng)常發(fā)生。雖然對(duì)自由式滑雪空中技巧項(xiàng)目運(yùn)動(dòng)員的平衡能力已進(jìn)行了較多探究，但關(guān)于該項(xiàng)目運(yùn)動(dòng)員在復(fù)雜多變的環(huán)境下神經(jīng)對(duì)肌肉的控制策略研究涉及較少。有研究表明，單腿測(cè)試能更好地揭示平衡穩(wěn)定控制中存在的問題（劉波等，2007）。同時(shí)，軟支撐模式影響感受器的信息輸入，導(dǎo)致中樞神經(jīng)系統(tǒng)接受的本體感覺信息不充分，可以用來(lái)分析被干擾的感覺成分在姿勢(shì)平衡中的作用（Matsuda et al.，2008）。基于此，本研究采用CMC的評(píng)價(jià)方法探究自由式滑雪空中技巧項(xiàng)目運(yùn)動(dòng)員在不同的平衡控制難度任務(wù)下大腦皮質(zhì)對(duì)下肢肌肉的控制機(jī)制，為訓(xùn)練提供科學(xué)的參考依據(jù)。

1 研究對(duì)象與方法

1.1 研究對(duì)象

本研究以17名自由式滑雪空中技巧項(xiàng)目國(guó)家隊(duì)運(yùn)動(dòng)員為研究對(duì)象（身高：167.8±8.9 cm；體重：62.3±10.2 kg；年齡：20.8±4.4歲；訓(xùn)練年限：7.2±1.1年）。受試者符合如下納入標(biāo)準(zhǔn)：1）測(cè)試時(shí)身體沒有關(guān)節(jié)損傷情況；2）實(shí)驗(yàn)前3個(gè)月沒有發(fā)生過損傷；3）實(shí)驗(yàn)前24 h沒有進(jìn)行過大強(qiáng)度訓(xùn)練，沒有飲酒和咖啡因攝入；4）在測(cè)試時(shí)未攝入神經(jīng)或精神治療類的藥物。排除標(biāo)準(zhǔn)：上下肢以及腰、肩、頸和頭部受過外傷者。實(shí)驗(yàn)前和所有受試者說明具體的實(shí)驗(yàn)過程，每一名受試者均簽署知情同意書。

1.2 研究方法

1.2.1 實(shí)驗(yàn)設(shè)計(jì)

為了讓受試者完成不同難度的平衡控制任務(wù)，要求受試者以單腿站立于硬/軟支撐面平衡儀上完成靜態(tài)站立平衡任務(wù)。在硬支撐條件下，受試者直接站立于平衡儀平面上；在軟支撐條件下，受試者站在平鋪于平衡儀上的5 cm厚的T-foam軟墊上。

在站立平衡過程中采用睜眼方式，受訓(xùn)者雙眼目視前方墻上的一個(gè)固定點(diǎn)，左/右側(cè)單腿站立交替進(jìn)行，每次站立持續(xù)時(shí)間為30 s。在站立平衡過程中，同步采集受試者的EEG和下肢肌肉的表面EMG信號(hào)。根據(jù)文獻(xiàn)報(bào)道，下肢肌肉選取股內(nèi)側(cè)肌、腓腸肌外側(cè)頭、脛骨前?。↗acobs et al.，2015）。硬/軟支撐面、左/右腿站立按照隨機(jī)原則進(jìn)行。

1.2.2 實(shí)驗(yàn)器材與材料

64導(dǎo)聯(lián)腦電記錄儀（ANT Neuro，Enschede，荷蘭）、便攜式平衡儀（HUMAC Balance，美國(guó)）、軟墊、腦電膏（GT50，格林泰克，武漢）、表面電極（申風(fēng)，上海）、磨砂膏、砂紙、綁帶。

1.2.3 測(cè)試流程與實(shí)驗(yàn)步驟

為了降低腦電電極的阻抗，實(shí)驗(yàn)開始前受試者先清洗頭發(fā)，然后吹干頭發(fā)。佩戴腦電帽，在下肢相關(guān)肌肉皮膚表面粘貼表面電極，連接肌電電極連線。為了防止肌電電極線抖動(dòng)，將電極線捆綁在肢體表面，但不能影響下肢的運(yùn)動(dòng)。在實(shí)驗(yàn)開始前受試者進(jìn)行10 min簡(jiǎn)單的熱身活動(dòng)，主要是上下肢的拉伸運(yùn)動(dòng)以及慢跑運(yùn)動(dòng)。熱身休息5 min后，開始正式實(shí)驗(yàn)。受試者分別以左/右腿，在軟支撐面和硬支撐面條件下完成睜眼狀態(tài)的單腿站立平衡控制任務(wù)，每種條件下的平衡任務(wù)持續(xù)30 s。受試者單腿站立相對(duì)穩(wěn)定后開始采集EEG信號(hào)，記錄EEG數(shù)據(jù)30 s后，受試者方可落下另一腿從支撐平臺(tái)下來(lái)。

1.2.4 數(shù)據(jù)采集與處理

1.2.4.1 平衡數(shù)據(jù)采集與處理

為了評(píng)價(jià)受試者在不同難度單腿站立平衡任務(wù)過程中身體平衡穩(wěn)定性，令受試者站立在便攜式平衡儀上。受試者按照要求站立于標(biāo)準(zhǔn)位置后，執(zhí)行單腿站立平衡任務(wù)，同時(shí)開始記錄數(shù)據(jù)，平衡數(shù)據(jù)的采樣頻率為100 Hz，采樣時(shí)間為30 s。

為了評(píng)價(jià)受試者不同難度站立平衡任務(wù)過程中平衡穩(wěn)定性變化，本研究選取了身體壓力中心（COP）在X軸和Y軸上移動(dòng)位移的標(biāo)準(zhǔn)差（Lemos et al.，2015），標(biāo)準(zhǔn)差越大說明受試者在該方向的平衡穩(wěn)定性越差，標(biāo)準(zhǔn)差越小說明受試者在該方向的平衡穩(wěn)定性越好，分別用SDCOPX和SDCOPY表示。X軸為站立平衡時(shí)身體的左右方向，Y軸為身體前后方向。同時(shí)，也選取了COP的移動(dòng)軌跡長(zhǎng)度（COP Length）來(lái)評(píng)價(jià)受試者的平衡穩(wěn)定性（婁彥濤等，2016）。

1.2.4.2 EEG數(shù)據(jù)采集與處理

本研究采用多導(dǎo)聯(lián)腦電儀eegoTMmylab采集受試者在站立平衡控制過程中的EEG信號(hào)。測(cè)試前，受試者佩戴好腦電帽后，在每一個(gè)電極點(diǎn)注射導(dǎo)電膏，通過調(diào)整導(dǎo)電膏的量使每一個(gè)電極點(diǎn)的電極阻抗都降到5 kΩ以下。EEG采樣頻率為2 000 Hz，帶通濾波范圍0.1～100 Hz。接地電極位于腦電帽FPz與Fz電極之間的位置，參考電極為腦電帽CPz點(diǎn)。

根據(jù)Jacobs等（2015）和Chen等（2018）的研究，本研究進(jìn)行CMC計(jì)算時(shí)使用基于Matlab語(yǔ)言環(huán)境開發(fā)的EEGlab工具箱對(duì)EEG信號(hào)進(jìn)行預(yù)處理：1）將EEG信號(hào)進(jìn)行Butterworth四階帶通濾波，為了去除站立平衡過程中動(dòng)作偽跡對(duì)EEG信號(hào)的影響，高通截止頻率設(shè)置為5 Hz，為了去除高頻噪音的影響，將低通截止頻率設(shè)置為50 Hz，即對(duì)EEG信號(hào)進(jìn)行5～50 Hz的帶通濾波，另外，為了去除工頻信號(hào)對(duì)EEG信號(hào)的影響，對(duì)50 Hz頻率成分進(jìn)行陷波處理；2）為了降低數(shù)據(jù)樣本量，將EEG信號(hào)進(jìn)行降采樣處理，采樣頻率重新設(shè)置為250 Hz；3）根據(jù)肌電的激活時(shí)程，對(duì)EEG數(shù)據(jù)按照1 s的長(zhǎng)度進(jìn)行分段；4）鑒于站立平衡過程中的身體重心不穩(wěn)會(huì)對(duì)個(gè)別通道EEG信號(hào)造成影響，對(duì)有嚴(yán)重干擾的EEG信號(hào)通道進(jìn)行插值處理；5）將EEG數(shù)據(jù)轉(zhuǎn)換為以雙側(cè)乳突連接的重參考數(shù)據(jù)；6）通過肉眼觀察去掉有嚴(yán)重偽跡干擾的EEG數(shù)據(jù)段；7）對(duì)初步處理的數(shù)據(jù)進(jìn)行獨(dú)立成分分析（ICA），去掉EEG信號(hào)中的眼電、肌電、心電、動(dòng)作偽跡等干擾成分；8）對(duì)數(shù)據(jù)使用閾值法再次去除偽跡，閾值標(biāo)準(zhǔn)為±80 μV，即EEG信號(hào)幅值＞80 μV或＜-80 μV的EEG分段都將被去掉。本研究最終所有受試者保留下來(lái)的無(wú)干擾的EEG分段數(shù)為24.5±3.2，為了進(jìn)行CMC計(jì)算，最終選取每一名受試者無(wú)干擾的20段EEG數(shù)據(jù)進(jìn)行CMC計(jì)算。

1.2.4.3 EMG數(shù)據(jù)采集與處理

根據(jù)文獻(xiàn)報(bào)道本研究選取了受試者雙側(cè)下肢的股內(nèi)側(cè)?。╲astus medialis，VM）、腓腸肌外側(cè)頭（gastrocnemius lateralis，GL）、脛骨前?。╰ibialis anterior，TA）作為目標(biāo)測(cè)試肌肉。EMG信號(hào)通過腦電儀的肌電擴(kuò)增口采集，ANT腦電儀最多可以提供6塊肌肉的EMG信號(hào)采集。EMG信號(hào)采用雙極記錄方式，2個(gè)記錄電極距離為1.5 cm，2個(gè)記錄電極連線方向與肌纖維方向平行，EMG信號(hào)的采樣頻率為2 000 Hz，帶通濾波范圍為1～500 Hz。粘貼電極之前，先用磨砂膏打磨皮膚去除皮膚油脂和角質(zhì)皮，用酒精擦拭干凈。粘貼電極完成后，連接電極線，為了避免在站立平衡過程中電極線抖動(dòng)引起EMG信號(hào)飄移，使用彈性繃帶將電極線捆綁在大腿周圍，捆綁時(shí)注意不影響關(guān)節(jié)活動(dòng)。

為了進(jìn)行CMC計(jì)算，將原始EMG信號(hào)進(jìn)行如下預(yù)處理：1）對(duì)EMG信號(hào)進(jìn)行帶通濾波，濾波范圍為5～50 Hz；2）然后對(duì)EMG信號(hào)進(jìn)行降采樣處理，采樣頻率降為250 Hz；3）對(duì)EMG信號(hào)進(jìn)行全波整流；4）EMG與EEG信號(hào)同步分段，每段數(shù)據(jù)的長(zhǎng)度同樣為1 s。

為了觀察在軟、硬支撐面引起的不同難度站立平衡時(shí)下肢不同肌肉肌電活動(dòng)水平的差別，將原始EMG信號(hào)進(jìn)行預(yù)處理，帶通濾波5～150 Hz，將原始EMG信號(hào)降采樣為500 Hz，然后進(jìn)行全波整流。將每一塊肌肉的EMG信號(hào)進(jìn)行標(biāo)準(zhǔn)化處理，即將在每一個(gè)條件狀態(tài)下的平均肌電幅值除以各自肌肉在最大隨意收縮（maximal voluntary contractions，MVC）時(shí)產(chǎn)生的最大EMG幅值。每塊肌肉單獨(dú)進(jìn)行MVC測(cè)試，每次MVC測(cè)試持續(xù)時(shí)間為3～5 s。將峰值附近1 s時(shí)間窗內(nèi)的EMG幅值求平均值用于標(biāo)準(zhǔn)化處理。所有EMG幅值都是最大EMG幅值的百分?jǐn)?shù)，表示為EMGnormalized（%）。

1.2.4.4 CMC計(jì)算

將所有分段后的全部肌肉的EMG信號(hào)和全部通道的EEG信號(hào)進(jìn)行傅里葉轉(zhuǎn)換，分別求出每段EMG信號(hào)和EEG信號(hào)的功率譜密度，然后按照幅值平方法求EEG信號(hào)與EMG信號(hào)的CMC值，見公式1。

根據(jù)文獻(xiàn)報(bào)道，在某一頻率帶內(nèi)并不是所有的CMC都具有統(tǒng)計(jì)學(xué)意義（Chen et al，2018），因此，需要計(jì)算CMC的顯著性標(biāo)準(zhǔn)閾值。本研究以0.05為統(tǒng)計(jì)學(xué)標(biāo)準(zhǔn)，其相干閾值（Coherence Threshold，CT）為CT=1-0.051/N-1，此處N為頻譜估計(jì)時(shí)的窗口數(shù)，經(jīng)過計(jì)算，CMC的閾值CT=0.078。本研究選擇閾值以上CMC圍成的面積作為分析數(shù)據(jù)（圖1）。

圖1 閾值以上CMC面積的確定方法Figure 1.Determination of CMC Area above Threshold

由于 β波頻率帶（13～30 Hz）和 γ波頻率帶（31～45 Hz）的帶寬不同，所以，要對(duì)不同頻率段CMC面積進(jìn)行比較，需先進(jìn)行標(biāo)準(zhǔn)化處理（Normalized Area Coherence，NAC），即將某一頻段相干曲線面積值除以頻率帶的帶寬長(zhǎng)度。假設(shè)2個(gè)頻率帶的截止頻率點(diǎn)表示為（f1～f2），根據(jù)Chen等（2018）的研究，標(biāo)準(zhǔn)化CMC面積（NAC（f1～f2））的計(jì)算方法如公式2所示，其中，f1和f2分別表示頻率帶的下限和上限，Δf代表頻率分辨率。

為了將不同條件下的標(biāo)準(zhǔn)化相干系數(shù)進(jìn)行量化比較，根據(jù)Jacobs等（2015）的報(bào)道并結(jié)合CMC腦電地形圖的分布特征（圖2），分別選擇了兩側(cè)大腦半球?qū)?yīng)腿部肌肉的感覺運(yùn)動(dòng)皮質(zhì)區(qū)的電極（FC1、C1、CP1、Cz、FC2、C2、CP1）進(jìn)行量化分析（圖3）。在進(jìn)行量化比較分析時(shí)，選取對(duì)側(cè)的感覺運(yùn)動(dòng)皮質(zhì)區(qū)電極點(diǎn)以及中央點(diǎn)Cz的CMC總和進(jìn)行比較（Jacobs et al.，2015）。

圖2 受試者在軟支撐面條件下左腿單腿站立時(shí)γ波段與TA的CMC值在大腦頭皮的地形圖分布Figure 2.Topography of CMC between Gamma Band and TA during Left Leg Stance on Soft Support

圖3 受試者站立平衡過程中下肢相關(guān)肌肉EMG信號(hào)和覆蓋感覺運(yùn)動(dòng)皮質(zhì)區(qū)電極點(diǎn)EEG信號(hào)Figure 3.EMG Signals from Lower Limbs and EEG Signals from Sensorimotor Cortex during Single-leg Standing

1.3 統(tǒng)計(jì)學(xué)分析

本研究使用Graph Pad 8.3.0對(duì)數(shù)據(jù)進(jìn)行統(tǒng)計(jì)學(xué)分析，針對(duì)不同的研究目的，設(shè)計(jì)了不同的統(tǒng)計(jì)學(xué)分析方案。

首先，為了觀察軟/硬支撐面、支撐腿對(duì)身體壓力中心（COP）的影響，設(shè)計(jì)了2×2的兩因素重復(fù)測(cè)量方差分析，自變量分別為：支撐面（2水平：硬、軟支撐平面）×站立腿（2水平：左腿、右腿）。經(jīng)Kolmogorov-Smirnov法檢驗(yàn)后，反映COP變異的指標(biāo)SDCOPX和SDCOPY不符合正態(tài)分布，因此，采用了非參數(shù)檢驗(yàn)法Friedman進(jìn)行統(tǒng)計(jì)學(xué)分析，顯著性標(biāo)準(zhǔn)α=0.05，數(shù)據(jù)使用平均值和95%IC表示。

為了觀察軟/硬支撐、支撐腿、肌肉對(duì)下肢肌肉EMG信號(hào)的影響，設(shè)計(jì)了2×2×3的三因素重復(fù)測(cè)量方差分析，自變量為：支撐面（2水平：硬、軟支撐平面）×站立腿（2水平：左腿、右腿）×肌肉（3水平：TA、GL、MV）。Kolmogorov-Smirnov法檢驗(yàn)后，標(biāo)準(zhǔn)化EMG幅值EMGnormalized（%）數(shù)據(jù)不滿足正態(tài)分布。因此，在兩組之間比較時(shí)采用了非參數(shù)檢驗(yàn)法Wilcoxon，顯著性標(biāo)準(zhǔn)α=0.05，數(shù)據(jù)使用平均值和95%IC表示。

采用三因素重復(fù)測(cè)量方差分析觀察不同自變量對(duì)因變量CMC的影響，3個(gè)自變量分別為：支撐面（2水平：硬、軟支撐平面）×肌肉（2水平：TA、GL）×頻段（2水平：β、γ），由于VM的EMG幅值很低，而得到的CMC值非常低，沒有達(dá)到顯著性閾值的標(biāo)準(zhǔn)，所以沒有觀察VM肌肉的CMC，而主要觀察了TA和GL兩塊肌肉的CMC。使用Turkey法進(jìn)行兩組之間的多重比較校正，顯著性標(biāo)準(zhǔn)α=0.05。

2 結(jié)果

2.1 不同站立平衡任務(wù)下COP變化

COP變化的雙因素重復(fù)測(cè)量方差結(jié)果顯示，站立腿×支撐平面之間對(duì) SDCOPX（F=2.871，P=0.096 4）、SDCOPY（F=0.702，P=0.406）、COP Length（F=0.179，P=0.672）均沒有顯著的交互作用。不同站立腿對(duì)上述3個(gè)COP指標(biāo)也沒有顯著性的主效應(yīng)（P＞0.05）。但是支撐面的特點(diǎn)對(duì)受試者站立平衡過程中COP的變化有顯著性影響[SDCOPX（F=9.589，P=0.003 2），SDCOPY（F=18.01，P＜0.000 1）]。在軟支撐面站立平衡過程中，左腿站立和右腿站立的COP的擺動(dòng)程度顯著大于硬支撐面（圖4），可見，不同支撐面性質(zhì)會(huì)顯著影響身體的平衡穩(wěn)定性，軟支撐時(shí)引起身體平衡穩(wěn)定性下降，身體平衡控制的難度明顯增大。另外，在站立平衡中，受試者COP在身體前后方向（Y軸）發(fā)生的擺動(dòng)要顯著大于身體左右方向（X軸）發(fā)生的擺動(dòng)（P＜0.001）。

圖4 受試者在軟、硬支撐面條件下左/右單腿站立平衡過程中COP在X和Y軸移動(dòng)距離的變異程度以及平均位移變化Figure 4.Variability of COP on X and Y axis and Average COP Displacement during Right/Left Leg Standing on Firm/Soft Support Surface

圖5 受試者左、右單腿站立時(shí)兩種支撐面對(duì)下肢肌肉EMG活動(dòng)的影響Figure 5.Effect of Two Support Surfaces on EMG Activities from Right/Left Lower Limb Muscles during Static Standing Balance

2.2 不同站立平衡任務(wù)下下肢肌肉EMG變化

從圖5中可以看出，在不同支撐面上站立時(shí)下肢肌肉的肌電活動(dòng)發(fā)生了顯著性變化。受試者在軟支撐面上站立時(shí)TA和GL的EMG幅值顯著增加（P＜0.05），VM的EMG幅值在左腿站立時(shí)顯著增加（P＜0.05），而在右腿站立時(shí)并沒有顯著性變化。

2.3 不同站立平衡任務(wù)下CMC

圖6為受試者左/右腿分別在硬支撐面和軟支撐面條件下站立平衡過程中，大腦不同電極位置點(diǎn)（C1、C2、FC1、FC2、CP1、CP2、Cz）與下肢 TA 和 GL 肌肉之間的CMC平均曲線變化情況?？梢钥闯觯谡玖⑵胶饪刂七^程中，具有意義的CMC主要集中在β波段（13～30 Hz）和高頻段的γ波段（31～45 Hz）。

圖6 不同站立平衡任務(wù)下所有受試者不同電極位置CMC平均曲線Figure 6.Averaged CMC Curves from Different Electrodes during Different Standing Balance Tasks in all Subjects

為了將不同支撐面條件以及不同頻率段的CMC進(jìn)行統(tǒng)計(jì)分析比較，本研究將CMC進(jìn)行了進(jìn)一步的標(biāo)準(zhǔn)化處理，指標(biāo)為NAC。對(duì)于NAC來(lái)說，支撐面×肌肉×支撐腿之間沒有顯著的交互作用（F=0.744，P=0.389），但支撐面、肌肉、支撐腿之間存在顯著的主效應(yīng)（P＜0.05）。進(jìn)一步分析發(fā)現(xiàn)，β波段在軟支撐單腿站立過程中產(chǎn)生的NAC，LTA顯著高于RTA（P＜0.05）；在硬支撐單腿站立過程中，LTA顯著高于LGA（P＜0.05）。在軟/硬支撐面之間比較時(shí)，β波段表現(xiàn)為軟支撐時(shí)的相干系數(shù)高于硬支撐，但僅在RGL表現(xiàn)出顯著性差異（P＜0.05）（圖7A）。

圖7 受試者在不同支撐面條件下單腿站立平衡時(shí)不同站立腿之間NAC的比較Figure 7.Comparisons of NAC between Right and Left Leg Muscles during Standing on Respectively Firm and Soft Support Surface

γ波段在軟支撐面單腿站立過程中RTA顯著高于LTA（P＜0.05），而在硬支撐面單腿站立過程中RTA顯著高于LTA（P＜0.05）；在軟/硬支撐面之間比較時(shí)，表現(xiàn)為硬支撐高于軟支撐條件，但主要表現(xiàn)為TA上有顯著性差異（P＜0.05）（圖7B）。

對(duì)不同頻段下對(duì)應(yīng)的NAC進(jìn)行比較分析發(fā)現(xiàn)，無(wú)論是在軟支撐平面條件下還是硬支撐平面條件下，都表現(xiàn)為γ波段對(duì)應(yīng)的NAC值高于β波段，且在TA和GL都有顯著性差異（圖8）。

圖8 受試者在不同單腿站立平衡任務(wù)下β波和γ波NAC變化Figure 8.Changes of NAC in β and γ Band during Different Standing Balance Tasks

3 分析

3.1 不同站立平衡任務(wù)下COP變化

Adlerton等（2003）將平衡能力定義為維持身體重心在水平支撐面上的穩(wěn)定能力。因此，身體平衡和身體穩(wěn)定性通常是同一種表述方法。身體壓力中心（COP）是評(píng)價(jià)平衡過程中身體穩(wěn)定性的一個(gè)重要指標(biāo)，該指標(biāo)已經(jīng)廣泛應(yīng)用于平衡穩(wěn)定性的評(píng)價(jià)之中（Ageberg et al.，2001）。

本研究結(jié)果顯示，受試者無(wú)論左腿還是右腿站立，其在軟支撐平面上站立平衡時(shí)COP的波動(dòng)顯著高于硬支撐面，說明對(duì)于受試者來(lái)說在軟支撐平面站立時(shí)平衡控制難度更大。從COP在不同方向軸的變化來(lái)看，受試者COP在身體前后方向擺動(dòng)的程度顯著要高于左右方向。主要原因可能與人體在站立時(shí)COP投影主要位于踝關(guān)節(jié)之前，身體重力作用使得身體有向前傾的趨勢(shì)，而機(jī)體為了防止身體向前傾倒，會(huì)加大身體在前后軸方向上的平衡控制，導(dǎo)致身體前后軸上的波動(dòng)更大（Winter，1995）。閆紅光等（2009，2012）對(duì)我國(guó)優(yōu)秀男子自由式滑雪空中技巧項(xiàng)目運(yùn)動(dòng)員的靜態(tài)平衡能力進(jìn)行了分析，結(jié)果發(fā)現(xiàn)，男子運(yùn)動(dòng)員在睜眼雙腿站立時(shí)身體重心在身體前后（Y軸）方向移動(dòng)的距離要大于在身體左右（X軸）方向移動(dòng)的距離。這與本研究得出的結(jié)果相近。圖4C中COP在水平支撐面上移動(dòng)的總距離在軟、硬支撐時(shí)并沒有體現(xiàn)出差異，而其COP擺動(dòng)的程度（標(biāo)準(zhǔn)差）卻存在顯著性差異。Lemos等（2015）使用COP變化的標(biāo)準(zhǔn)差來(lái)評(píng)價(jià)受試者身體在雙腳不同站立寬度下平衡穩(wěn)定性的差別，獲得了較好的評(píng)價(jià)效果。Sakamoto等（2018）使用COP的變異程度來(lái)評(píng)價(jià)身體平衡穩(wěn)定性，變異程度越高，說明身體重心擺動(dòng)越明顯。

3.2 不同站立平衡任務(wù)下下肢肌肉EMG活動(dòng)變化

Borg等（2007）研究表明，踝關(guān)節(jié)周圍的肌肉在維持人體站立平衡中有重要作用，看似簡(jiǎn)單的站立姿勢(shì)，涉及復(fù)雜的肌肉動(dòng)力學(xué)問題。人體在靜態(tài)站立時(shí)由于重力作用使得身體有向前傾斜的趨勢(shì)。在矢狀面上調(diào)節(jié)身體平衡主要依靠跖屈?。▽?duì)抗重力向后拉身體），如腓腸肌和比目魚肌。Borg等（2007）采用測(cè)力平板和EMG同步評(píng)價(jià)人體站平衡過程中下肢肌肉的活動(dòng)，研究發(fā)現(xiàn)，在雙腿站力平衡中身體前后方向COP變化曲線與經(jīng)過低通濾波后的腓腸肌EMG信號(hào)的相位高度相關(guān)。因此，他們認(rèn)為身體前后方向的COP變化與腓腸肌EMG活動(dòng)密切相關(guān)。Giulio等（2009）研究發(fā)現(xiàn)，受試者在雙腳站立時(shí)，身體前后方向的擺動(dòng)程度與下肢踝關(guān)節(jié)背屈角度呈高度正相關(guān)，同時(shí)與腓腸肌的EMG活動(dòng)強(qiáng)度呈負(fù)相關(guān)。Masani等（2013）研究發(fā)現(xiàn)，脛骨前肌與足的內(nèi)翻/外翻有關(guān)。Lemos等（2015）使用EMG結(jié)合COP的研究方法，觀察了人體在雙腿站立平衡過程中腓腸肌活動(dòng)對(duì)身體左右方向COP的影響，結(jié)果發(fā)現(xiàn)，隨著雙腳站立寬度逐漸變小，在身體左右方向上的COP移動(dòng)的幅度明顯增加，同時(shí)伴隨著脛骨前肌EMG活動(dòng)水平增加。提示，脛骨前肌激動(dòng)活動(dòng)與身體左右方向的平衡控制密切相關(guān)（McCullough et al.，2011）。本研究結(jié)果顯示，受試者的腓腸肌和脛骨前肌在維持站立平衡過程中積極放電，這與這兩塊肌肉在維持踝關(guān)節(jié)不同方向的平衡功能密切相關(guān)，且受試者在平衡控制難度增加的情況下，這些肌肉的電活動(dòng)增強(qiáng)。提示，機(jī)體為了適應(yīng)新的平衡條件，大腦中樞會(huì)增強(qiáng)神經(jīng)沖動(dòng)，加強(qiáng)這些肌肉的活動(dòng)，從而保證身體在較高的平衡控制難度下維持平衡。

3.3 不同站立平衡任務(wù)下CMC變化

人體姿勢(shì)的平衡控制是在中樞神經(jīng)系統(tǒng)參與下完成的，眾多研究表明，大腦皮質(zhì)在人體站立平衡過程中起到重要的調(diào)控作用（Obata et al.，2009；Percio et al.，2007；Thibault et al.，2014；Varghese et al.，2015）。在這個(gè)控制過程中涉及到多個(gè)大腦皮質(zhì)功能區(qū)的參與，如感覺運(yùn)動(dòng)皮質(zhì)區(qū)、視覺皮質(zhì)區(qū)等。運(yùn)動(dòng)皮質(zhì)區(qū)作為直接投射到脊髓的通路，對(duì)下肢肌肉具有直接調(diào)控作用，而踝關(guān)節(jié)周圍的肌肉能夠提供感覺信息到大腦的軀體感覺區(qū)，進(jìn)而協(xié)助身體調(diào)整平衡控制（Loram et al.，2005），而CMC可以直接反映大腦皮質(zhì)對(duì)下肢肌肉的控制情況。

本研究發(fā)現(xiàn)，受試者在難度較高的軟支撐面單腿站立平衡過程中，對(duì)側(cè)大腦半球感覺運(yùn)動(dòng)皮質(zhì)區(qū)對(duì)應(yīng)的CMC值顯著高于硬支撐面條件，這種顯著性差異主要發(fā)生在腓腸肌外側(cè)頭。而且γ波段的CMC值高于β波段，主要發(fā)生在脛骨前肌，這可能與非穩(wěn)定狀態(tài)下肢肌肉的工作性質(zhì)有關(guān)。另外，左/右腿之間的同一塊肌肉的CMC并不一致，鑒于雙側(cè)下肢相關(guān)指標(biāo)并未表現(xiàn)出完全的對(duì)稱性，我們認(rèn)為其原因可能是因?yàn)橄轮∪獾膫魅胄畔⒎答伝蛳轮滦锌刂乒δ懿煌?，從而引起?右腿CMC反應(yīng)不同。從文獻(xiàn)上來(lái)看，很少有學(xué)者探究不同平衡控制難度對(duì)人體站立平衡時(shí)CMC的影響。我們只發(fā)現(xiàn)Jacobs等（2015）觀察了健康受試者雙腳站立時(shí)站立寬度、軟/硬支撐面、睜/閉眼對(duì)大腦運(yùn)動(dòng)皮質(zhì)區(qū)β頻率段與下肢脛骨前肌、腓腸肌外側(cè)頭之間的CMC的影響。他們發(fā)現(xiàn)，在睜眼狀態(tài)下雙腿寬支撐站立時(shí)CMC值顯著高于窄支撐，但是他們并未發(fā)現(xiàn)人體在軟支撐面和硬支撐面站立平衡時(shí)CMC值之間存在差異，這可能與本研究的平衡站立方式不同有關(guān)。在本研究中，支撐面的平穩(wěn)性不同對(duì)大腦β波頻率段EEG與右腿腓腸肌外側(cè)頭EMG之間的CMC有顯著性的影響，對(duì)大腦γ波頻率段EEG與左/右腿腓腸肌外側(cè)頭EMG之間的CMC都有顯著性的影響，這從大腦神經(jīng)控制的角度直接證明了腓腸肌在調(diào)節(jié)身體姿勢(shì)擺動(dòng)中的作用。Masani等（2003）研究發(fā)現(xiàn)，腓腸肌與控制不同速度下身體姿勢(shì)擺動(dòng)有關(guān)系。本研究中，不同支撐面引起的不同難度平衡控制過程對(duì)腓腸肌的CMC有顯著影響。提示，大腦皮質(zhì)對(duì)來(lái)自腓腸肌傳入的感覺信息的處理或者大腦皮質(zhì)對(duì)腓腸肌的控制在高難度平衡控制時(shí)變得更加突出。

盡管不同支撐面誘發(fā)不同難度的平衡控制對(duì)脛骨前肌的CMC沒有顯著影響，但本研究中在單腿站立平衡控制過程中脛骨前肌對(duì)應(yīng)的CMC超過閾值水平，另外，EMG數(shù)據(jù)也表明在站立平衡過程中脛骨前肌的電活動(dòng)較強(qiáng)，說明脛骨前肌在平衡控制過程中是具有重要作用的。Day等（2013）認(rèn)為，脛骨前肌在身體平衡控制過程中對(duì)糾正較大的后向擺動(dòng)位移時(shí)起到瞬時(shí)調(diào)節(jié)作用，另外，在身體擺動(dòng)過程中脛骨前肌可能起到關(guān)節(jié)位置輸入反饋源的作用。Giulio等（2009）研究發(fā)現(xiàn)，在人體站立平衡過程中，脛骨前肌可能是一個(gè)更好的本體感覺輸入源，脛骨前肌肌肉長(zhǎng)度的變化可能在提供本體感覺信息中起到了重要作用。他們發(fā)現(xiàn)，深層的脛骨前肌拉長(zhǎng)長(zhǎng)度與身體COP呈顯著負(fù)相關(guān)，說明深層脛骨前肌越拉長(zhǎng)，身體越平穩(wěn)，且這種關(guān)系比例在整個(gè)站立過程中占80%以上。他們認(rèn)為，在站立平衡過程中深層脛骨前肌被動(dòng)拉長(zhǎng)為大腦提供了重要的本體感覺，進(jìn)而加強(qiáng)大腦對(duì)機(jī)體的穩(wěn)定調(diào)節(jié)。這些本體感覺輸入到大腦感覺運(yùn)動(dòng)皮質(zhì)區(qū)，大腦感覺運(yùn)動(dòng)皮質(zhì)區(qū)再根據(jù)傳入的肌肉本體感覺發(fā)出傳出指令，去控制相關(guān)肌肉的活動(dòng)來(lái)維持身體平衡。大腦皮質(zhì)在感覺整合中的作用會(huì)引起感覺運(yùn)動(dòng)皮質(zhì)和肌肉之間的偶聯(lián)。本研究結(jié)果顯示，大腦在處理不同性質(zhì)支撐面引起下肢肌肉產(chǎn)生的不同本體感覺信息時(shí)改變了大腦感覺運(yùn)動(dòng)皮質(zhì)區(qū)和控制肌肉之間的偶聯(lián)通信。

已有研究表明，β波段EEG信號(hào)會(huì)出現(xiàn)在感覺運(yùn)動(dòng)皮質(zhì)區(qū)對(duì)相關(guān)肌肉的運(yùn)動(dòng)控制中，β波節(jié)律活動(dòng)主要產(chǎn)生于初級(jí)運(yùn)動(dòng)皮質(zhì)區(qū)，并且β波節(jié)律活動(dòng)與機(jī)體維持穩(wěn)定狀態(tài)下的肌肉輸出力量有關(guān)（張肅 等，2016；Baker et al.，1997；Conway et al.，1995）。Ignacio等（2012）指出，大腦傳出的運(yùn)動(dòng)指令會(huì)產(chǎn)生β波頻率帶的皮質(zhì)-肌肉偶聯(lián)。但目前EEG的β波頻率帶在運(yùn)動(dòng)控制中的功能機(jī)制尚不明確。學(xué)者們普遍認(rèn)為，EEG的β波頻率段與恒定的力量輸出有關(guān)，或者說與運(yùn)動(dòng)任務(wù)的特點(diǎn)有關(guān)（動(dòng)力性或靜力性運(yùn)動(dòng)）。Divekar等（2013）研究發(fā)現(xiàn)，β波頻率段主要與靜力性運(yùn)動(dòng)有關(guān)。但這些研究都是針對(duì)上肢肌肉探究β波頻率段CMC變化，很少有學(xué)者觀察下肢肌肉是否存在β波頻率段CMC。本研究發(fā)現(xiàn)，受試者在單腿站立靜態(tài)平衡過程中存在有生理意義的β波頻率段CMC，推測(cè)其可能與站立平衡過程中肌肉工作特征有關(guān)。本研究中優(yōu)秀自由式滑雪空中技巧項(xiàng)目運(yùn)動(dòng)員能夠完成30 s的單腿靜態(tài)站立平衡任務(wù)，在這30 s中某些時(shí)間段內(nèi)受試者表現(xiàn)出比較平穩(wěn)的站立平衡，有些時(shí)間段內(nèi)表現(xiàn)為相對(duì)較大的身體擺動(dòng)，在平穩(wěn)的站立平衡過程中踝關(guān)節(jié)沒有發(fā)生明顯的運(yùn)動(dòng)，肌肉處于一種近似于靜力性的等長(zhǎng)收縮的過程，所以產(chǎn)生了β波頻率段的CMC。

另外，在本研究中發(fā)現(xiàn)γ波段的CMC普遍高于β波段的CMC值。Jacobs等（2015）研究發(fā)現(xiàn)，β波頻率段的CMC與站立支撐時(shí)的物理因素有關(guān)，而與生理性因素（睜/閉眼）無(wú)關(guān)。他們認(rèn)為，CMC與身體擺動(dòng)動(dòng)力學(xué)之間的關(guān)系可能在其他頻率帶會(huì)更明顯，如γ頻率帶（31～45 Hz），但是他們沒有真正觀察γ波段的CMC，僅僅提出了一種推測(cè)。本研究證實(shí)了軟、硬支撐面對(duì)站立平衡時(shí)的CMC是有顯著性影響的，且這種影響在γ波段更為明顯。Omlor等（2007）指出，高度集中的注意力會(huì)增加大腦的γ波段成分，EEG的γ波段與動(dòng)力性肌肉收縮過程中的認(rèn)知有關(guān)。另外，一些研究表明，在動(dòng)力性肌肉收縮的過程中本體感覺反饋也是產(chǎn)生γ頻段腦波的主要原因（Omlor et al.，2007；Tecchio et al.，2008）。大腦皮質(zhì) γ波段的EEG-EMG偶聯(lián)在與軀體感覺相關(guān)的任務(wù)中起到重要作用。Omlor等（2007）研究認(rèn)為，人體在動(dòng)力性力量輸出期間，大腦感覺運(yùn)動(dòng)皮質(zhì)區(qū)會(huì)產(chǎn)生γ頻段的腦波，主要是為了整合視覺和本體感覺信息進(jìn)而保證大腦皮質(zhì)產(chǎn)生正確的運(yùn)動(dòng)指令。在本研究的30 s單腿平衡控制過程中，受試者并非始終維持一個(gè)完全穩(wěn)定的平衡狀態(tài)，存在穩(wěn)定平衡狀態(tài)被破壞而又突然被糾正的過程，在這一過程中，受試者的踝關(guān)節(jié)產(chǎn)生較明顯的運(yùn)動(dòng)，此時(shí)踝關(guān)節(jié)周圍的肌肉并不是一種等長(zhǎng)收縮，而是一種“不明顯”的動(dòng)力性收縮，本研究中高采樣率的EEG捕捉到了該情況發(fā)生時(shí)大腦神經(jīng)元的活動(dòng)。此外，本研究受試者在完成單腿站立平衡時(shí)需要高度集中注意力，時(shí)刻注意努力保持自身的平衡，所以存在較強(qiáng)的γ波段CMC值。另外，本研究發(fā)現(xiàn)，γ波段與腓腸肌之間的CMC值在軟支撐條件時(shí)顯著低于硬支撐條件時(shí)，這可能與在軟支撐條件下本體感覺輸入受擾有關(guān)。Matsuda等（2008）發(fā)現(xiàn)，軟支撐模式會(huì)影響人體本體感受器的信息輸入，導(dǎo)致中樞神經(jīng)系統(tǒng)接受的本體感覺信息不充分。目前，關(guān)于人體運(yùn)動(dòng)時(shí)γ波段CMC產(chǎn)生機(jī)制較為復(fù)雜，且影響因素較多。Schoffelen等（2005）發(fā)現(xiàn)，運(yùn)動(dòng)前的準(zhǔn)備過程會(huì)影響γ波段CMC的參與比例；Omlor等（2007）研究發(fā)現(xiàn)，γ波段CMC與視覺、認(rèn)知（注意/警覺）、軀體感覺等信息的快速整合有關(guān)；Andrykiewicz等（2007）和Chakarov等（2009）研究發(fā)現(xiàn)，γ波段CMC受力量水平的影響，在特定的動(dòng)力性力量輸出范圍內(nèi)才出現(xiàn)了較強(qiáng)的γ波段CMC。因此，本研究中軟支撐條件下γ波段CMC值低于硬支撐時(shí)的CMC可能也與在兩種不同支撐面上注意水平以及踝關(guān)節(jié)輸出力量水平不同有關(guān)。

4 結(jié)論

自由式滑雪空中技巧項(xiàng)目運(yùn)動(dòng)員在難度較高的軟支撐面上完成站立平衡任務(wù)時(shí)，下肢肌肉的EMG活動(dòng)顯著增加，提示，在增大平衡控制難度時(shí)大腦中樞發(fā)出的神經(jīng)沖動(dòng)增強(qiáng)。從反映大腦感覺運(yùn)動(dòng)皮質(zhì)區(qū)對(duì)下肢肌肉直接控制情況來(lái)看，在軟支撐站立平衡過程中，對(duì)側(cè)大腦半球感覺運(yùn)動(dòng)皮質(zhì)區(qū)β波對(duì)應(yīng)的CMC高于硬支撐面條件，且主要體現(xiàn)在對(duì)腓腸肌的控制上，而γ波對(duì)應(yīng)的CMC在硬支撐時(shí)高于軟支撐。γ波段CMC顯著高于β波段，這可能與不同支撐模式平衡控制過程中下肢肌肉的工作性質(zhì)以及注意力有關(guān)。受試者在軟支撐條件下γ波段CMC值低于硬支撐時(shí)的CMC值，可能與軟支撐條件下本體感覺輸入受擾有關(guān)。

5 研究不足

本研究以自由式滑雪空中技巧項(xiàng)目國(guó)家隊(duì)運(yùn)動(dòng)員為研究對(duì)象，在進(jìn)行CMC分析時(shí)，個(gè)別肌肉的CMC并沒有表現(xiàn)出一致性的變化規(guī)律，其可能與優(yōu)秀運(yùn)動(dòng)員的個(gè)性化特征有關(guān)。每一名優(yōu)秀運(yùn)動(dòng)員都有可能形成自己獨(dú)特的神經(jīng)調(diào)控方式，對(duì)優(yōu)秀運(yùn)動(dòng)員進(jìn)行個(gè)體化的神經(jīng)控制研究是今后研究的重點(diǎn)。另外，本研究未對(duì)受試者下肢優(yōu)勢(shì)側(cè)進(jìn)行科學(xué)的實(shí)驗(yàn)評(píng)估，可能對(duì)結(jié)果有一定的影響。