郭 峰，付彥銘，李 東，袁維帥，王 新*

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

平衡在維持人體站立、行走以及協(xié)調(diào)完成人體各種動作中具有重要的作用。作為技巧類運動員，通常需要更高的平衡控制能力來確保落地穩(wěn)定性。而復(fù)雜多變的動作技術(shù)結(jié)構(gòu)和雪面物理因素干擾，使得在“動作-平衡動態(tài)耦合”狀態(tài)下，自由式滑雪空中技巧項目運動員落地平衡穩(wěn)定控制難度更高，也是影響該項目運動員運動表現(xiàn)的關(guān)鍵因素和研究難點問題。對自由式滑雪空中技巧項目運動員平衡能力的評估以往多采用靜態(tài)平衡能力進(jìn)行評價（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，其評價結(jié)果存在差異。婁彥濤等（2016）選取COP在X軸、Y軸方向移動的速度、總距離、平均距離以及速度矩等作為評價指標(biāo)，比較了自自由式滑雪空中技巧項目國家隊和青年隊運動員在睜、閉眼狀態(tài)下單腿、雙腿靜態(tài)站立平衡過程中COP的差別，研究僅發(fā)現(xiàn)COP的移動速度指標(biāo)存在統(tǒng)計學(xué)差異，而并未報告COP移動距離指標(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，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，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維持中可能起到了重要作用。但無論大腦皮質(zhì)興奮性、腦血流動力學(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）的評價方法，它可以幫助我們直接了解人體在執(zhí)行運動任務(wù)過程中大腦皮質(zhì)對肌肉的控制情況。CMC是對某一頻段的EEG信號和肌電（electromyography，EMG）信號的頻譜進(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）。該評價方法已廣泛應(yīng)用于大腦皮質(zhì)對肌肉控制的研究中，如運動性肌肉疲勞時神經(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)性的評價（Larsen et al.，2017；Von Carlowitz-Ghori et al.，2014），身體姿勢控制中的神經(jīng)機制研究（Liu et al.，2019）。

在運動實踐中，為了提高平衡能力，自由式滑雪空中技巧項目運動員經(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。盡管長期的平衡專項訓(xùn)練提高了該項目運動員的平衡控制能力，但在復(fù)雜多變的環(huán)境條件下，運動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。雖然對自由式滑雪空中技巧項目運動員的平衡能力已進(jìn)行了較多探究，但關(guān)于該項目運動員在復(fù)雜多變的環(huán)境下神經(jīng)對肌肉的控制策略研究涉及較少。有研究表明，單腿測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，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，可以用來分析被干擾的感覺成分在姿勢平衡中的作用（Matsuda et al.，2008）?；诖?，本研究采用CMC的評價方法探究自由式滑雪空中技巧項目運動員在不同的平衡控制難度任務(wù)下大腦皮質(zhì)對下肢肌肉的控制機制，為訓(xùn)練提供科學(xué)的參考依據(jù)。

1 研究對象與方法

1.1 研究對象

本研究以17名自由式滑雪空中技巧項目國家隊運動員為研究對象（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）測試時身體沒有關(guān)節(jié)損傷情況；2）實驗前3個月沒有發(fā)生過損傷；3）實驗前24 h沒有進(jìn)行過大強度訓(xùn)練，沒有飲酒和咖啡因攝入；4）在測試時未攝入神經(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。實驗前和所有受試者說明具體的實驗過程，每一名受試者均簽署知情同意書。

1.2 研究方法

1.2.1 實驗設(shè)計

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固定點，左/右側(cè)單腿站立交替進(jìn)行，每次站立持續(xù)時間為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。根據(jù)文獻(xiàn)報道，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/右腿站立按照隨機原則進(jìn)行。

1.2.2 實驗器材與材料

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）、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 測試流程與實驗步驟

為了降低腦電電極的阻抗，實驗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，將電極線捆綁在肢體表面，但不能影響下肢的運動。在實驗開始前受試者進(jìn)行10 min簡單的熱身活動，主要是上下肢的拉伸運動以及慢跑運動。熱身休息5 min后，開始正式實驗。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穩(wěn)定后開始采集EEG信號，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下來。

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

為了評價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，采樣時間為30 s。

為了評價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軸為站立平衡時身體的左右方向，Y軸為身體前后方向。同時，也選取了COP的移動軌跡長度（COP Length）來評價受試者的平衡穩(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。測試前，受試者佩戴好腦電帽后，在每一個電極點注射導(dǎo)電膏，通過調(diào)整導(dǎo)電膏的量使每一個電極點的電極阻抗都降到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。

根據(jù)Jacobs等（2015）和Chen等（2018）的研究，本研究進(jìn)行CMC計算時使用基于Matlab語言環(huán)境開發(fā)的EEGlab工具箱對EEG信號進(jìn)行預(yù)處理：1）將EEG信號進(jìn)行Butterworth四階帶通濾波，為了去除站立平衡過程中動作偽跡對EEG信號的影響，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EEG信號進(jìn)行5～50 Hz的帶通濾波，另外，為了去除工頻信號對EEG信號的影響，對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)肌電的激活時程，對EEG數(shù)據(jù)按照1 s的長度進(jìn)行分段；4）鑒于站立平衡過程中的身體重心不穩(wěn)會對個別通道EEG信號造成影響，對有嚴(yán)重干擾的EEG信號通道進(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）對初步處理的數(shù)據(jù)進(jìn)行獨立成分分析（ICA），去掉EEG信號中的眼電、肌電、心電、動作偽跡等干擾成分；8）對數(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的無干擾的EEG分段數(shù)為24.5±3.2，為了進(jìn)行CMC計算，最終選取每一名受試者無干擾的20段EEG數(shù)據(jù)進(jìn)行CMC計算。

1.2.4.3 EMG數(shù)據(jù)采集與處理

根據(jù)文獻(xiàn)報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)測試肌肉。EMG信號通過腦電儀的肌電擴增口采集，ANT腦電儀最多可以提供6塊肌肉的EMG信號采集。EMG信號采用雙極記錄方式，2個記錄電極距離為1.5 cm，2個記錄電極連線方向與肌纖維方向平行，EMG信號的采樣頻率為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引起EMG信號飄移，使用彈性繃帶將電極線捆綁在大腿周圍，捆綁時注意不影響關(guān)節(jié)活動。

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

為了觀察在軟、硬支撐面引起的不同難度站立平衡時下肢不同肌肉肌電活動水平的差別，將原始EMG信號進(jìn)行預(yù)處理，帶通濾波5～150 Hz，將原始EMG信號降采樣為500 Hz，然后進(jìn)行全波整流。將每一塊肌肉的EMG信號進(jìn)行標(biāo)準(zhǔn)化處理，即將在每一個條件狀態(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）時產(chǎn)生的最大EMG幅值。每塊肌肉單獨進(jìn)行MVC測試，每次MVC測試持續(xù)時間為3～5 s。將峰值附近1 s時間窗內(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計算

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

根據(jù)文獻(xiàn)報道，在某一頻率帶內(nèi)并不是所有的CMC都具有統(tǒng)計學(xué)意義（Chen et al，2018），因此，需要計算CMC的顯著性標(biāo)準(zhǔn)閾值。本研究以0.05為統(tǒng)計學(xué)標(biāo)準(zhǔn)，其相干閾值（Coherence Threshold，CT）為CT=1-0.051/N-1，此處N為頻譜估計時的窗口數(shù)，經(jīng)過計算，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度。假設(shè)2個頻率帶的截止頻率點表示為（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)腿部肌肉的感覺運動皮質(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，選取對側(cè)的感覺運動皮質(zhì)區(qū)電極點以及中央點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信號和覆蓋感覺運動皮質(zhì)區(qū)電極點EEG信號Figure 3.EMG Signals from Lower Limbs and EEG Signals from Sensorimotor Cortex during Single-leg Standing

1.3 統(tǒng)計學(xué)分析

本研究使用Graph Pad 8.3.0對數(shù)據(jù)進(jìn)行統(tǒng)計學(xué)分析，針對不同的研究目的，設(shè)計了不同的統(tǒng)計學(xué)分析方案。

首先，為了觀察軟/硬支撐面、支撐腿對身體壓力中心（COP）的影響，設(shè)計了2×2的兩因素重復(fù)測量方差分析，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)檢驗法Friedman進(jìn)行統(tǒng)計學(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、肌肉對下肢肌肉EMG信號的影響，設(shè)計了2×2×3的三因素重復(fù)測量方差分析，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，在兩組之間比較時采用了非參數(shù)檢驗法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)測量方差分析觀察不同自變量對因變量CMC的影響，3個自變量分別為：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)測量方差結(jié)果顯示，站立腿×支撐平面之間對 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。不同站立腿對上述3個COP指標(biāo)也沒有顯著性的主效應(yīng)（P＞0.05）。但是支撐面的特點對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的擺動程度顯著大于硬支撐面（圖4），可見，不同支撐面性質(zhì)會顯著影響身體的平衡穩(wěn)定性，軟支撐時引起身體平衡穩(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)生的擺動要顯著大于身體左右方向（X軸）發(fā)生的擺動（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、右單腿站立時兩種支撐面對下肢肌肉EMG活動的影響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下肢肌肉的肌電活動發(fā)生了顯著性變化。受試者在軟支撐面上站立時TA和GL的EMG幅值顯著增加（P＜0.05），VM的EMG幅值在左腿站立時顯著增加（P＜0.05），而在右腿站立時并沒有顯著性變化。

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（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。對于NAC來說，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，β波段表現(xiàn)為軟支撐時的相干系數(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，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）。

對不同頻段下對應(yīng)的NAC進(jìn)行比較分析發(fā)現(xiàn)，無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）是評價平衡過程中身體穩(wěn)定性的一個重要指標(biāo)，該指標(biāo)已經(jīng)廣泛應(yīng)用于平衡穩(wěn)定性的評價之中（Ageberg et al.，2001）。

本研究結(jié)果顯示，受試者無論左腿還是右腿站立，其在軟支撐平面上站立平衡時COP的波動顯著高于硬支撐面，說明對于受試者來說在軟支撐平面站立時平衡控制難度更大。從COP在不同方向軸的變化來看，受試者COP在身體前后方向擺動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，而機體為了防止身體向前傾倒，會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更大（Winter，1995）。閆紅光等（2009，2012）對我國優(yōu)秀男子自由式滑雪空中技巧項目運動員的靜態(tài)平衡能力進(jìn)行了分析，結(jié)果發(fā)現(xiàn)，男子運動員在睜眼雙腿站立時身體重心在身體前后（Y軸）方向移動的距離要大于在身體左右（X軸）方向移動的距離。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的總距離在軟、硬支撐時并沒有體現(xiàn)出差異，而其COP擺動的程度（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)差來評價受試者身體在雙腳不同站立寬度下平衡穩(wěn)定性的差別，獲得了較好的評價效果。Sakamoto等（2018）使用COP的變異程度來評價身體平衡穩(wěn)定性，變異程度越高，說明身體重心擺動越明顯。

3.2 不同站立平衡任務(wù)下下肢肌肉EMG活動變化

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，看似簡單的站立姿勢，涉及復(fù)雜的肌肉動力學(xué)問題。人體在靜態(tài)站立時由于重力作用使得身體有向前傾斜的趨勢。在矢狀面上調(diào)節(jié)身體平衡主要依靠跖屈肌（對抗重力向后拉身體），如腓腸肌和比目魚肌。Borg等（2007）采用測力平板和EMG同步評價人體站平衡過程中下肢肌肉的活動，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活動密切相關(guān)。Giulio等（2009）研究發(fā)現(xiàn)，受試者在雙腳站立時，身體前后方向的擺動程度與下肢踝關(guān)節(jié)背屈角度呈高度正相關(guān)，同時與腓腸肌的EMG活動強度呈負(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對身體左右方向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移動的幅度明顯增加，同時伴隨著脛骨前肌EMG活動水平增加。提示，脛骨前肌激動活動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，這些肌肉的電活動增強。提示，機體為了適應(yīng)新的平衡條件，大腦中樞會增強神經(jīng)沖動，加強這些肌肉的活動，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）。在這個控制過程中涉及到多個大腦皮質(zhì)功能區(qū)的參與，如感覺運動皮質(zhì)區(qū)、視覺皮質(zhì)區(qū)等。運動皮質(zhì)區(qū)作為直接投射到脊髓的通路，對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，對側(cè)大腦半球感覺運動皮質(zhì)區(qū)對應(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)出完全的對稱性，我們認(rèn)為其原因可能是因為下肢肌肉的傳入信息反饋或下肢下行控制功能不同，從而引起左/右腿CMC反應(yīng)不同。從文獻(xiàn)上來看，很少有學(xué)者探究不同平衡控制難度對人體站立平衡時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站立寬度、軟/硬支撐面、睜/閉眼對大腦運動皮質(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)身體姿勢擺動中的作用。Masani等（2003）研究發(fā)現(xiàn)，腓腸肌與控制不同速度下身體姿勢擺動有關(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腓腸肌的CMC有顯著影響。提示，大腦皮質(zhì)對來自腓腸肌傳入的感覺信息的處理或者大腦皮質(zhì)對腓腸肌的控制在高難度平衡控制時變得更加突出。

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較強，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糾正較大的后向擺動位移時起到瞬時調(diào)節(jié)作用，另外，在身體擺動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更好的本體感覺輸入源，脛骨前肌肌肉長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長度與身體COP呈顯著負(fù)相關(guān)，說明深層脛骨前肌越拉長，身體越平穩(wěn)，且這種關(guān)系比例在整個站立過程中占80%以上。他們認(rèn)為，在站立平衡過程中深層脛骨前肌被動拉長為大腦提供了重要的本體感覺，進(jìn)而加強大腦對機體的穩(wěn)定調(diào)節(jié)。這些本體感覺輸入到大腦感覺運動皮質(zhì)區(qū)，大腦感覺運動皮質(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)肌肉的活動來維持身體平衡。大腦皮質(zhì)在感覺整合中的作用會引起感覺運動皮質(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改變了大腦感覺運動皮質(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信號會出現(xiàn)在感覺運動皮質(zhì)區(qū)對相關(guān)肌肉的運動控制中，β波節(jié)律活動主要產(chǎn)生于初級運動皮質(zhì)區(qū)，并且β波節(jié)律活動與機體維持穩(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，大腦傳出的運動指令會產(chǎn)生β波頻率帶的皮質(zhì)-肌肉偶聯(lián)。但目前EEG的β波頻率帶在運動控制中的功能機制尚不明確。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)，或者說與運動任務(wù)的特點有關(guān)（動力性或靜力性運動）。Divekar等（2013）研究發(fā)現(xiàn)，β波頻率段主要與靜力性運動有關(guān)。但這些研究都是針對上肢肌肉探究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目運動員能夠完成30 s的單腿靜態(tài)站立平衡任務(wù)，在這30 s中某些時間段內(nèi)受試者表現(xiàn)出比較平穩(wěn)的站立平衡，有些時間段內(nèi)表現(xiàn)為相對較大的身體擺動，在平穩(wěn)的站立平衡過程中踝關(guān)節(jié)沒有發(fā)生明顯的運動，肌肉處于一種近似于靜力性的等長收縮的過程，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與站立支撐時的物理因素有關(guān)，而與生理性因素（睜/閉眼）無關(guān)。他們認(rèn)為，CMC與身體擺動動力學(xué)之間的關(guān)系可能在其他頻率帶會更明顯，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。本研究證實了軟、硬支撐面對站立平衡時的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增加大腦的γ波段成分，EEG的γ波段與動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，人體在動力性力量輸出期間，大腦感覺運動皮質(zhì)區(qū)會產(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)生正確的運動指令。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)生較明顯的運動，此時踝關(guān)節(jié)周圍的肌肉并不是一種等長收縮，而是一種“不明顯”的動力性收縮，本研究中高采樣率的EEG捕捉到了該情況發(fā)生時大腦神經(jīng)元的活動。此外，本研究受試者在完成單腿站立平衡時需要高度集中注意力，時刻注意努力保持自身的平衡，所以存在較強的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值在軟支撐條件時顯著低于硬支撐條件時，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)于人體運動時γ波段CMC產(chǎn)生機制較為復(fù)雜，且影響因素較多。Schoffelen等（2005）發(fā)現(xiàn)，運動前的準(zhǔn)備過程會影響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，在特定的動力性力量輸出范圍內(nèi)才出現(xiàn)了較強的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目運動員在難度較高的軟支撐面上完成站立平衡任務(wù)時，下肢肌肉的EMG活動顯著增加，提示，在增大平衡控制難度時大腦中樞發(fā)出的神經(jīng)沖動增強。從反映大腦感覺運動皮質(zhì)區(qū)對下肢肌肉直接控制情況來看，在軟支撐站立平衡過程中，對側(cè)大腦半球感覺運動皮質(zhì)區(qū)β波對應(yīng)的CMC高于硬支撐面條件，且主要體現(xiàn)在對腓腸肌的控制上，而γ波對應(yīng)的CMC在硬支撐時高于軟支撐。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目國家隊運動員為研究對象，在進(jìn)行CMC分析時，個別肌肉的CMC并沒有表現(xiàn)出一致性的變化規(guī)律，其可能與優(yōu)秀運動員的個性化特征有關(guān)。每一名優(yōu)秀運動員都有可能形成自己獨特的神經(jīng)調(diào)控方式，對優(yōu)秀運動員進(jìn)行個體化的神經(jīng)控制研究是今后研究的重點。另外，本研究未對受試者下肢優(yōu)勢側(cè)進(jìn)行科學(xué)的實驗評估，可能對結(jié)果有一定的影響。