針對受擾條件下的步態失穩現象, 國內外學者已做了一定的研究工作, 但有關失穩過程中自主平衡行為與表面肌電信號及步態參數之間的表征關系卻鮮有涉及。本文將步態分析與肌電信號分析相結合, 研究在水平步道行走時, 足跟著地后發生意外滑動的情況下, 人體下肢關節和肌群的自主平衡調節機制。本文募集10位健康受試者, 統一著鞋, 采集分析了在干燥步道和油面步道兩種不同行走條件下的下肢關節力矩、關節角度和主要參與肌群表面肌電信號等參數的變化規律。研究表明:發生意外滑動時人體通過增大踝關節背屈力矩、髖關節和膝關節伸直力矩與膝關節伸直角度, 并及時調整相關肌肉激活延遲時間(依次激活脛骨前肌→股直肌→腓腸肌→股二頭肌)來調節身體重心位置以維持平衡、避免滑倒。本文的研究結果可為防止滑跌損傷、康復訓練以及下肢助行裝置的研發等領域開拓新的思路并提供一定參考價值。
引用本文： 蘇海龍, 宋黎明, 張峻霞. 意外滑動過程中人體下肢關節與肌群的自主平衡調節作用研究. 生物醫學工程學雜志, 2016, 33(4): 660-665. doi: 10.7507/1001-5515.20160109 復制
引言
據調查，目前造成人體行走過程中步態失穩最常見的一種外部擾動是步道濕滑[1]，滑跌現象是造成工傷事故、家庭事故及公共場所意外事故的主要原因之一，滑跌現象已成為當前社會日益關注的問題[2]。因滑跌造成的事故，不僅使個人承受傷病痛苦并影響跌倒者的生活質量，更會產生高昂的醫療費用，給個人及家庭帶來經濟損失[3]。因此, 針對滑跌現象展開的相關研究應該得到足夠的重視。
針對步態失穩現象，國內外學者已做了一些研究工作[4-10]。Cham等[1]對產生滑動但最終恢復平衡的調整過程中下肢關節力矩和肢體姿勢變化展開研究，結果表明：滑動后恢復調整反應的啟動大約在站立相的25%時變得明顯，并一直持續到大約站立相的45%。Debbi等[11]利用運動學和動力學參數探究步態不穩定性，得出人體在受到擾動后最敏感的部位是膝關節，而測量不穩定性大小的最佳參量是膝旋內力矩的結論。Chambers等[12]研究了在濕滑步道上行走的肌肉激活模式與滑跌程度之間的關系，指出肌肉功率和肌肉激活持續時間縮小了滑跌的程度。本課題組前期運用足底壓力分析與步態分析對發生意外滑動情況下人體的自適應平衡行為過程進行研究，得出水平步道行走時存在與之相應的自適應平衡反應，主要包括：足跟觸地更輕、足趾離地時抓地更緊，人體采用更低的步速、更短的跨步長，并增加站立相時間來維持或恢復平衡，研究集中于宏觀運動學層面的步態失穩過程。目前尚待更系統深入地研究下肢關節與肌群如何協調進行自主恢復身體平衡的作用機制。目前通過表面肌電信號(surface electromyograph, sEMG)進行運動分析，結果可用于定性探討肌肉力對人體動作的貢獻作用，在意外滑動中利用肌電信號分析人體肌肉內力對失穩過程的平衡調節作用，可從內因角度闡述步態失穩平衡恢復的具體特征。
本文將運用運動學、動力學和表面肌電信號分析的方法，研究下肢關節角度、關節力矩及主要參與肌群在意外滑動情況下的自主平衡調節機制。本研究不僅對于防止滑跌損傷具有重要意義，并且可為下肢助行器、雙足機器人、下肢外骨骼等擬人機械水平行走時的步態規劃提供信息，擴大其應用范圍，更可為其平衡調節控制程序的編寫提供基礎資料，有利于提高其在水平行走環境下的行走穩定性。
1 試驗對象、方法和參數
1.1 試驗對象
招募試驗對象為健康年輕男性、女性各5名，年齡(25.5±1.38)歲，身高(173.83±3.92) cm，體重(65.33±3.67) kg。為了避免肌肉疲勞對試驗造成的影響，要求所有受試者在試驗前24小時內未進行任何形式的劇烈運動，無肌肉疲勞現象。
1.2 試驗方法
試驗條件設置：在涂有油的大理石板上進行行走測試，同時選擇在干燥地面行走作為對照。要求每個受試者行走10次，前5次為干燥地面條件試驗，后5次試驗中有2次油面步道條件試驗且隨機排布在3次干燥步道試驗中。如果第一次已經發生了滑倒，則無需再進行試驗。同時，試驗采用Vicon三維光學運動捕捉系統(VICON Motion Systems, Oxford, UK)，采集人體行走過程中的運動學數據，兩塊頻率為1 000 Hz的AMTI-BP100600型生物力學測力臺(AMTI, Watertown, US)用來測量足-地接觸力，肌電信號采集系統(TelmyoDTS 2400 DTS)同步采集人體行走過程中的肌電信號。
試驗中，健康受試者按照正常步速行走在水平直線步道，每位受試者隨身穿戴一個通過彈性繩索與天花板上的滑動軌道相聯接的安全帶。該安全帶可以在滑跌沖擊時保護受試者，其設計不會影響人體的正常步態模式。開始試驗前，受試者預先在試驗環境中多次行走練習以適應身體的附加裝備。考慮到下肢滑移后自平衡反應行為屬于應激反應，因而步道易滑這一情況在試驗前并未向受試者說明，以確保受試者在自然放松狀態下完成步態試驗。每位受試者單獨完成步態行走全程，試驗前每位受試者并未觀察到其他受試者的步態試驗過程，以避免產生心理因素干擾而影響其自然步態。
1.3 試驗參數
本文主要研究健康受試者在支撐期內下肢各關節(髖、膝、踝)和肌肉作用的變化。“支撐期”定義為:從足跟著地時刻到足趾離地時刻，即足部與支撐面接觸的時間[13]。本研究中0%代表足跟著地時刻，100%代表同側足趾離地時刻。
1.3.1 運動學、動力學參數
本文主要研究干燥和油面兩種不同步道行走環境下，髖、膝、踝各關節在支撐期內其關節力矩和角度的變化規律。“關節力矩”定義為一個力和關節中心點到此力作用線垂直距離的矢量積。在步態研究中，關節力矩均指關節內力矩。例如：伸膝力矩是指當發生在脛骨、股骨間反作用力的作用線向后經過關節屈伸軸時，即當外部力矩驅使膝關節發生屈曲時，膝關節內部所產生的伸膝力矩。Liu等[14]調查了平衡恢復過程中年齡對下肢關節力矩的影響，結果表明在反應發生至平衡恢復過程中，老年人依靠額狀面和矢狀面的關節力矩較多，而年輕人則主要依靠矢狀面的關節力矩。因此針對本試驗中受試者的具體情況，考慮將受試者矢狀面內的關節力矩與關節角度作為研究指標。
1.3.2 表面肌電信號參數
本文主要研究在支撐期內，下肢參與步態失穩平衡反應的四塊主要肌肉(股二頭肌、股直肌、脛骨前肌、腓腸肌)，基于干燥和油面兩種不同路況下的表面肌電信號的變化規律。
2 試驗結果與分析
10名受試者全部完成試驗，共進行85次試驗，其中發生滑移15次，滑倒4次。試驗結果顯示，男女受試者關節力矩及肌電信號變化規律基本類似，考慮到本文重點在于研究步態過程中遇擾失穩后的關節力矩和各參與肌群對維持身體平衡的綜合調節作用，對于男性與女性受試者間的測量值差異不做比較。之所以選擇男性和女性受試者都參與試驗，目的是讓試驗結果更具普遍意義[15]。本文采用單因素方差分析進行滑動前、后的數據對照分析，選取顯著性水平α=0.01，數據處理借助SPSS 20.0完成，分析數值采用均數±標準差(
2.1 關節力矩結果與分析
利用Vicon三維光學運動捕捉系統，可以得到下肢各體段質心的線加速度和角加速度，以及由測力臺測得的地面反力。將得到的數據結合人體運動學參數及人體各部分特征參數(慣性矩、質心、身高、體重、腿長、腿寬等)，可得到受試者在測力臺上行走過程中不同時刻的踝關節力矩(ankle joint torque，AJT)、膝關節力矩(knee joint torque, KJT)、髖關節力矩(hip joint torque, HJT)，如圖 1所示。
圖1
支撐期下肢各關節力矩對比圖
Figure1.
Comparison of each joint moment between lower limbs during stance
運用單因素方差分析法對不同支撐期時刻各關節力矩大小進行分析，當單因素分析的P值小于0.01時，用圖基檢驗(TuKey)比較各組間的差異，組間差異無統計學意義(P＞0.01)共同用括號表示，例如：(SR & SF)，具體如表 1所示。
表1
步態參數的平均值及統計比較(N·m·kg-1)
Table1.
Mean values of gait parameters and statistical comparisons (N·m·kg-1)
如圖 1所示，在支撐期內，油面步道上有滑動但恢復平衡情況下，AJT變化趨勢與干燥無滑動情況下大致相同但曲線發生后移，且最大值(2.1 N·m·kg-1)大于干燥無滑動情況下的最大值(1.7 N·m·kg-1)；在支撐期0%～80%內，其值均小于干燥無滑情況；在支撐期80%～100%內，其值均大于干燥無滑情況。這是因為受試者在滑動初期試圖通過踝關節的背屈力矩來增大足底與步道表面的足-地接觸力，以確保滑動速度減小或停止滑動。研究表明，增大踝關節背屈力矩可對人體滑動后保持身體姿態平衡有一定作用。
在支撐期0%～20%內，油面步道上有滑動但恢復平衡情況下，KJT接近于0，比干燥無滑情況下的屈膝力矩小，說明此時已經出現滑動現象；在支撐期20%～100%內，KTJ曲線變化趨勢與干燥無滑動情況下大致相同但發生后移位，且在支撐期40%～80%內，KTJ表現為屈膝力矩，且其值小于干燥無滑情況，說明剛發生意外滑動時，膝關節通過伸膝運動，減小屈膝力矩，以維持身體平衡狀態。
在整個支撐期，油面步道上有滑動但恢復平衡情況下，力矩曲線與干燥無滑情況下基本相同。在支撐期20%～40%內，髖關節表現為伸展力矩，且出現最大值1.3 N·m·kg-1。但與干燥步道無滑動情況相比，峰值點出現時刻發生后移，說明此段發生了滑動，人體通過增大髖關節的伸展力矩控制髖關節的屈曲運動，使大腿迅速收回，以盡力維持身體平衡狀態。由以上分析可知：步態過程發生意外滑動時，人體可以通過增大踝關節背屈力矩以及膝關節和髖關節的伸展力矩來維持身體的平衡狀態。
2.2 關節角度結果與分析
利用Vicon三維光學運動捕捉系統，采集下肢踝關節角度(angle of ankle joint，AOA)、膝關節角度(angle of knee joint, AOK)、髖關節角度(angle of hip joint, AOH)，如圖 2所示。
圖2
支撐期下肢關節角度對比圖
Figure2.
Comparison of joint angle between lower limbs during stance
下肢各關節角度處理采用與關節力矩相同的處理方法，結果如表 2所示。
表2
支撐期內下肢各關節角度的平均值及統計分析(°)
Table2.
Mean values of gait parameters and statistical comparisons(°)
如圖 2、表 2所示，在足跟著地時刻與支撐期20%時，不同路況下AOA、AOK、AOH差異無統計學意義(P＞0.01)，這說明受試者沒有意識到步道是否濕滑，步態特征與干燥步道上是相同的。在支撐期的剩余階段，不同路況下AOA、AOK、AOH差異有統計學意義(P＜0.01)，符合試驗設計條件。
如圖 2所示，將油面步道上有滑動但恢復平衡的情況與干燥無滑步道情況相比較，在支撐期0%～20%內，AOA的變化趨勢相近；在支撐期20%～40%內，AOA曲線趨于恒定且明顯減小；在支撐期40%～60%內，AOA數值開始增大但仍小于干燥無滑步道情況；因為在失穩的瞬間踝關節受到人體自身重力的壓迫，使其屈伸角度減小之后又逐漸增大，從而使足-地接觸面積增大，維持身體平衡。在支撐期60%～80%內，AOA繼續增大且大于干燥無滑步道情況；在支撐期80%～100%內，AOA的變化趨勢相近但大于干燥無滑步道情況。這是因為人體在恢復平衡的過程中，重心不斷前移，使得踝關節跖屈角度不斷增大，以維持身體平衡姿態。
從整體上看AOK呈現先屈曲后伸展的變化規律。在支撐期20%～40%內，油面步道有滑動但恢復平衡情況與干燥無滑步道情況相比較，變化趨勢基本類似，說明此階段受試者沒有采取相應的膝關節自平衡策略；在支撐期40%～60%內，油面步道有滑動但恢復平衡情況下曲線發生較大變化，AOK開始明顯增大，而且達到最大值，說明在此階段受試者采取了膝關節自主調節機制，通過增大AOK來阻止膝關節屈曲運動，使得大小腿伸直，保持人體重心高度，使身體趨于直立狀態。
整個支撐期髖關節都表現為伸展變化，且在支撐期0%～40%內，變化趨勢和干燥步道無滑動情況下曲線類似。在支撐期40%～100%內，AOH繼續減小，且與干燥步道無滑動情況下的AOH符號相反，說明此階段受試者采取了髖關節自主平衡策略，并且通過減小AOH來促使軀干與大腿之間的屈伸角度增大，使得軀干回收以穩定人體重心，避免跌倒。
由以上分析可知，發生意外滑動時，人體下肢關節角度自主平衡調節機制包括：增大AOA、AOK，減小AOH。
2.3 在不同路況下下肢肌肉的表面肌電信號
肌電電位作為產生肌肉力的電信號根源，其所攜帶的肌肉信號反映了肌肉在運動過程中的功能狀態，因而肌電信號可用來對身體運動中的肌肉活性做判斷。用TelmyoDTS表面肌電系統同步采集人體行走過程中的肌電信號，如圖 3所示。
圖3
肌肉表面肌電信號對比圖
Figure3.
Comparison of muscle sEMG
肌肉激活延遲時間是指從步態周期開始到肌肉被激活之間的時間，它能夠反映肌肉激活的先后順序，對于恢復策略具有至關重要的作用。運用單因素方差分析法對支撐期內下肢各肌肉激活時間進行分析，分析結果如表 3所示。
表3
支撐期內下肢各肌肉的激活延遲時間(ms)
Table3.
Muscular activation latency time (ms)
如表 3所示，經單因素方差分析可知，股直肌、股二頭肌、脛骨前肌和腓腸肌等激活延遲時間平均值的差異均有統計學意義(P＜0.01)。在干燥步道無滑動情況下，各肌肉激活延遲時間規律為：股直肌＞腓腸肌＞股二頭肌＞脛骨前肌；油面步道有滑動但恢復平衡情況下，各肌肉激活延遲時間規律為：脛骨前肌＞股直肌＞腓腸肌＞股二頭肌。兩者對比可知，油面步道有滑動但恢復平衡情況下，脛骨前肌、股直肌激活時間更短，腓腸肌、股二頭肌激活延遲時間更長。如圖 3所示，在發生意外滑動時，下肢參與肌群有如下規律：①腓腸肌被激活，踝關節發生跖屈運動，跖屈力矩增大。然后脛骨前肌被激活，踝關節發生背屈運動，背屈力矩增大。②股直肌(膝關節伸肌)被激活，膝關節發生伸膝運動，此時腓腸肌(膝關節屈肌)處于靜息狀態。③股二頭肌(髖關節伸肌)被激活，髖關節發生伸展運動，表現為伸展力矩。④股直肌(髖關節屈肌)再次被激活，髖關節發生屈曲運動，屈曲力矩增大。如圖 1、圖 3所示，肌肉激活延遲時間和關節力矩發生變化時間相吻合，說明人體可以通過調整肌肉的激活延遲時間達到自主平衡的目的。
綜合以上分析可知：人體發生足底受擾意外滑動時，其自主平衡調節機制中肌肉激活順序依次為：脛骨前肌→股直肌→腓腸肌→股二頭肌。
3 結論
通過設計10名受試者在干燥地面和油面條件下行走試驗，運用單因素方差分析法，給出了下肢踝、膝、髖各關節和股二頭肌、股直肌、脛骨前肌、腓腸肌在人步態失穩過程的自主平衡行為中的作用。結論如下：
(1)?遇擾滑動后的人體下肢自主平衡調節策略包括：增大踝關節背屈力矩，膝關節伸展力矩及髖關節伸展力矩，同時增大AOA、AOK和減小AOH，盡力避免跌倒現象發生。
(2)?人類神經系統通過調整肌肉的激活延遲時間和肌肉收縮力來調整人體質心的位置，從而控制肌肉發力，保持人類肢體各關節中的肌群組織按照特定方式產生肌肉內力，調節各肢體的運動狀態和空間位置，以最大限度避免身體姿態失去平衡而發生跌倒。
(3)?步態失穩過程中下肢主要參與肌群的肌肉激活順序依次為：脛骨前肌→股直肌→腓腸肌→股二頭肌。主要參與肌群的應激肌肉激活時間的微小差異，表達了下肢是由多個活動關節組成的多體段連接體，維持人體姿態平衡時的各肢體反應特征具有連續順次的屬性。
(4)?從下肢關節力矩、關節角度和主要參與肌群表面肌電信號的角度出發進行步態失穩過程分析，不僅全方位(內因+外因)地闡述了意外滑動情況下人體自主平衡恢復的調節過程，且研究結果可為人體避免滑跌損傷提供科學的指導意見，更可為增強人體平衡能力的康復訓練以及下肢助行裝置及康復輔具的開發設計奠定理論基礎。
引言
據調查，目前造成人體行走過程中步態失穩最常見的一種外部擾動是步道濕滑[1]，滑跌現象是造成工傷事故、家庭事故及公共場所意外事故的主要原因之一，滑跌現象已成為當前社會日益關注的問題[2]。因滑跌造成的事故，不僅使個人承受傷病痛苦并影響跌倒者的生活質量，更會產生高昂的醫療費用，給個人及家庭帶來經濟損失[3]。因此, 針對滑跌現象展開的相關研究應該得到足夠的重視。
針對步態失穩現象，國內外學者已做了一些研究工作[4-10]。Cham等[1]對產生滑動但最終恢復平衡的調整過程中下肢關節力矩和肢體姿勢變化展開研究，結果表明：滑動后恢復調整反應的啟動大約在站立相的25%時變得明顯，并一直持續到大約站立相的45%。Debbi等[11]利用運動學和動力學參數探究步態不穩定性，得出人體在受到擾動后最敏感的部位是膝關節，而測量不穩定性大小的最佳參量是膝旋內力矩的結論。Chambers等[12]研究了在濕滑步道上行走的肌肉激活模式與滑跌程度之間的關系，指出肌肉功率和肌肉激活持續時間縮小了滑跌的程度。本課題組前期運用足底壓力分析與步態分析對發生意外滑動情況下人體的自適應平衡行為過程進行研究，得出水平步道行走時存在與之相應的自適應平衡反應，主要包括：足跟觸地更輕、足趾離地時抓地更緊，人體采用更低的步速、更短的跨步長，并增加站立相時間來維持或恢復平衡，研究集中于宏觀運動學層面的步態失穩過程。目前尚待更系統深入地研究下肢關節與肌群如何協調進行自主恢復身體平衡的作用機制。目前通過表面肌電信號(surface electromyograph, sEMG)進行運動分析，結果可用于定性探討肌肉力對人體動作的貢獻作用，在意外滑動中利用肌電信號分析人體肌肉內力對失穩過程的平衡調節作用，可從內因角度闡述步態失穩平衡恢復的具體特征。
本文將運用運動學、動力學和表面肌電信號分析的方法，研究下肢關節角度、關節力矩及主要參與肌群在意外滑動情況下的自主平衡調節機制。本研究不僅對于防止滑跌損傷具有重要意義，并且可為下肢助行器、雙足機器人、下肢外骨骼等擬人機械水平行走時的步態規劃提供信息，擴大其應用范圍，更可為其平衡調節控制程序的編寫提供基礎資料，有利于提高其在水平行走環境下的行走穩定性。
1 試驗對象、方法和參數
1.1 試驗對象
招募試驗對象為健康年輕男性、女性各5名，年齡(25.5±1.38)歲，身高(173.83±3.92) cm，體重(65.33±3.67) kg。為了避免肌肉疲勞對試驗造成的影響，要求所有受試者在試驗前24小時內未進行任何形式的劇烈運動，無肌肉疲勞現象。
1.2 試驗方法
試驗條件設置：在涂有油的大理石板上進行行走測試，同時選擇在干燥地面行走作為對照。要求每個受試者行走10次，前5次為干燥地面條件試驗，后5次試驗中有2次油面步道條件試驗且隨機排布在3次干燥步道試驗中。如果第一次已經發生了滑倒，則無需再進行試驗。同時，試驗采用Vicon三維光學運動捕捉系統(VICON Motion Systems, Oxford, UK)，采集人體行走過程中的運動學數據，兩塊頻率為1 000 Hz的AMTI-BP100600型生物力學測力臺(AMTI, Watertown, US)用來測量足-地接觸力，肌電信號采集系統(TelmyoDTS 2400 DTS)同步采集人體行走過程中的肌電信號。
試驗中，健康受試者按照正常步速行走在水平直線步道，每位受試者隨身穿戴一個通過彈性繩索與天花板上的滑動軌道相聯接的安全帶。該安全帶可以在滑跌沖擊時保護受試者，其設計不會影響人體的正常步態模式。開始試驗前，受試者預先在試驗環境中多次行走練習以適應身體的附加裝備。考慮到下肢滑移后自平衡反應行為屬于應激反應，因而步道易滑這一情況在試驗前并未向受試者說明，以確保受試者在自然放松狀態下完成步態試驗。每位受試者單獨完成步態行走全程，試驗前每位受試者并未觀察到其他受試者的步態試驗過程，以避免產生心理因素干擾而影響其自然步態。
1.3 試驗參數
本文主要研究健康受試者在支撐期內下肢各關節(髖、膝、踝)和肌肉作用的變化。“支撐期”定義為:從足跟著地時刻到足趾離地時刻，即足部與支撐面接觸的時間[13]。本研究中0%代表足跟著地時刻，100%代表同側足趾離地時刻。
1.3.1 運動學、動力學參數
本文主要研究干燥和油面兩種不同步道行走環境下，髖、膝、踝各關節在支撐期內其關節力矩和角度的變化規律。“關節力矩”定義為一個力和關節中心點到此力作用線垂直距離的矢量積。在步態研究中，關節力矩均指關節內力矩。例如：伸膝力矩是指當發生在脛骨、股骨間反作用力的作用線向后經過關節屈伸軸時，即當外部力矩驅使膝關節發生屈曲時，膝關節內部所產生的伸膝力矩。Liu等[14]調查了平衡恢復過程中年齡對下肢關節力矩的影響，結果表明在反應發生至平衡恢復過程中，老年人依靠額狀面和矢狀面的關節力矩較多，而年輕人則主要依靠矢狀面的關節力矩。因此針對本試驗中受試者的具體情況，考慮將受試者矢狀面內的關節力矩與關節角度作為研究指標。
1.3.2 表面肌電信號參數
本文主要研究在支撐期內，下肢參與步態失穩平衡反應的四塊主要肌肉(股二頭肌、股直肌、脛骨前肌、腓腸肌)，基于干燥和油面兩種不同路況下的表面肌電信號的變化規律。
2 試驗結果與分析
10名受試者全部完成試驗，共進行85次試驗，其中發生滑移15次，滑倒4次。試驗結果顯示，男女受試者關節力矩及肌電信號變化規律基本類似，考慮到本文重點在于研究步態過程中遇擾失穩后的關節力矩和各參與肌群對維持身體平衡的綜合調節作用，對于男性與女性受試者間的測量值差異不做比較。之所以選擇男性和女性受試者都參與試驗，目的是讓試驗結果更具普遍意義[15]。本文采用單因素方差分析進行滑動前、后的數據對照分析，選取顯著性水平α=0.01，數據處理借助SPSS 20.0完成，分析數值采用均數±標準差(
2.1 關節力矩結果與分析
利用Vicon三維光學運動捕捉系統，可以得到下肢各體段質心的線加速度和角加速度，以及由測力臺測得的地面反力。將得到的數據結合人體運動學參數及人體各部分特征參數(慣性矩、質心、身高、體重、腿長、腿寬等)，可得到受試者在測力臺上行走過程中不同時刻的踝關節力矩(ankle joint torque，AJT)、膝關節力矩(knee joint torque, KJT)、髖關節力矩(hip joint torque, HJT)，如圖 1所示。
圖1
支撐期下肢各關節力矩對比圖
Figure1.
Comparison of each joint moment between lower limbs during stance
運用單因素方差分析法對不同支撐期時刻各關節力矩大小進行分析，當單因素分析的P值小于0.01時，用圖基檢驗(TuKey)比較各組間的差異，組間差異無統計學意義(P＞0.01)共同用括號表示，例如：(SR & SF)，具體如表 1所示。
表1
步態參數的平均值及統計比較(N·m·kg-1)
Table1.
Mean values of gait parameters and statistical comparisons (N·m·kg-1)
如圖 1所示，在支撐期內，油面步道上有滑動但恢復平衡情況下，AJT變化趨勢與干燥無滑動情況下大致相同但曲線發生后移，且最大值(2.1 N·m·kg-1)大于干燥無滑動情況下的最大值(1.7 N·m·kg-1)；在支撐期0%～80%內，其值均小于干燥無滑情況；在支撐期80%～100%內，其值均大于干燥無滑情況。這是因為受試者在滑動初期試圖通過踝關節的背屈力矩來增大足底與步道表面的足-地接觸力，以確保滑動速度減小或停止滑動。研究表明，增大踝關節背屈力矩可對人體滑動后保持身體姿態平衡有一定作用。
在支撐期0%～20%內，油面步道上有滑動但恢復平衡情況下，KJT接近于0，比干燥無滑情況下的屈膝力矩小，說明此時已經出現滑動現象；在支撐期20%～100%內，KTJ曲線變化趨勢與干燥無滑動情況下大致相同但發生后移位，且在支撐期40%～80%內，KTJ表現為屈膝力矩，且其值小于干燥無滑情況，說明剛發生意外滑動時，膝關節通過伸膝運動，減小屈膝力矩，以維持身體平衡狀態。
在整個支撐期，油面步道上有滑動但恢復平衡情況下，力矩曲線與干燥無滑情況下基本相同。在支撐期20%～40%內，髖關節表現為伸展力矩，且出現最大值1.3 N·m·kg-1。但與干燥步道無滑動情況相比，峰值點出現時刻發生后移，說明此段發生了滑動，人體通過增大髖關節的伸展力矩控制髖關節的屈曲運動，使大腿迅速收回，以盡力維持身體平衡狀態。由以上分析可知：步態過程發生意外滑動時，人體可以通過增大踝關節背屈力矩以及膝關節和髖關節的伸展力矩來維持身體的平衡狀態。
2.2 關節角度結果與分析
利用Vicon三維光學運動捕捉系統，采集下肢踝關節角度(angle of ankle joint，AOA)、膝關節角度(angle of knee joint, AOK)、髖關節角度(angle of hip joint, AOH)，如圖 2所示。
圖2
支撐期下肢關節角度對比圖
Figure2.
Comparison of joint angle between lower limbs during stance
下肢各關節角度處理采用與關節力矩相同的處理方法，結果如表 2所示。
表2
支撐期內下肢各關節角度的平均值及統計分析(°)
Table2.
Mean values of gait parameters and statistical comparisons(°)
如圖 2、表 2所示，在足跟著地時刻與支撐期20%時，不同路況下AOA、AOK、AOH差異無統計學意義(P＞0.01)，這說明受試者沒有意識到步道是否濕滑，步態特征與干燥步道上是相同的。在支撐期的剩余階段，不同路況下AOA、AOK、AOH差異有統計學意義(P＜0.01)，符合試驗設計條件。
如圖 2所示，將油面步道上有滑動但恢復平衡的情況與干燥無滑步道情況相比較，在支撐期0%～20%內，AOA的變化趨勢相近；在支撐期20%～40%內，AOA曲線趨于恒定且明顯減小；在支撐期40%～60%內，AOA數值開始增大但仍小于干燥無滑步道情況；因為在失穩的瞬間踝關節受到人體自身重力的壓迫，使其屈伸角度減小之后又逐漸增大，從而使足-地接觸面積增大，維持身體平衡。在支撐期60%～80%內，AOA繼續增大且大于干燥無滑步道情況；在支撐期80%～100%內，AOA的變化趨勢相近但大于干燥無滑步道情況。這是因為人體在恢復平衡的過程中，重心不斷前移，使得踝關節跖屈角度不斷增大，以維持身體平衡姿態。
從整體上看AOK呈現先屈曲后伸展的變化規律。在支撐期20%～40%內，油面步道有滑動但恢復平衡情況與干燥無滑步道情況相比較，變化趨勢基本類似，說明此階段受試者沒有采取相應的膝關節自平衡策略；在支撐期40%～60%內，油面步道有滑動但恢復平衡情況下曲線發生較大變化，AOK開始明顯增大，而且達到最大值，說明在此階段受試者采取了膝關節自主調節機制，通過增大AOK來阻止膝關節屈曲運動，使得大小腿伸直，保持人體重心高度，使身體趨于直立狀態。
整個支撐期髖關節都表現為伸展變化，且在支撐期0%～40%內，變化趨勢和干燥步道無滑動情況下曲線類似。在支撐期40%～100%內，AOH繼續減小，且與干燥步道無滑動情況下的AOH符號相反，說明此階段受試者采取了髖關節自主平衡策略，并且通過減小AOH來促使軀干與大腿之間的屈伸角度增大，使得軀干回收以穩定人體重心，避免跌倒。
由以上分析可知，發生意外滑動時，人體下肢關節角度自主平衡調節機制包括：增大AOA、AOK，減小AOH。
2.3 在不同路況下下肢肌肉的表面肌電信號
肌電電位作為產生肌肉力的電信號根源，其所攜帶的肌肉信號反映了肌肉在運動過程中的功能狀態，因而肌電信號可用來對身體運動中的肌肉活性做判斷。用TelmyoDTS表面肌電系統同步采集人體行走過程中的肌電信號，如圖 3所示。
圖3
肌肉表面肌電信號對比圖
Figure3.
Comparison of muscle sEMG
肌肉激活延遲時間是指從步態周期開始到肌肉被激活之間的時間，它能夠反映肌肉激活的先后順序，對于恢復策略具有至關重要的作用。運用單因素方差分析法對支撐期內下肢各肌肉激活時間進行分析，分析結果如表 3所示。
表3
支撐期內下肢各肌肉的激活延遲時間(ms)
Table3.
Muscular activation latency time (ms)
如表 3所示，經單因素方差分析可知，股直肌、股二頭肌、脛骨前肌和腓腸肌等激活延遲時間平均值的差異均有統計學意義(P＜0.01)。在干燥步道無滑動情況下，各肌肉激活延遲時間規律為：股直肌＞腓腸肌＞股二頭肌＞脛骨前肌；油面步道有滑動但恢復平衡情況下，各肌肉激活延遲時間規律為：脛骨前肌＞股直肌＞腓腸肌＞股二頭肌。兩者對比可知，油面步道有滑動但恢復平衡情況下，脛骨前肌、股直肌激活時間更短，腓腸肌、股二頭肌激活延遲時間更長。如圖 3所示，在發生意外滑動時，下肢參與肌群有如下規律：①腓腸肌被激活，踝關節發生跖屈運動，跖屈力矩增大。然后脛骨前肌被激活，踝關節發生背屈運動，背屈力矩增大。②股直肌(膝關節伸肌)被激活，膝關節發生伸膝運動，此時腓腸肌(膝關節屈肌)處于靜息狀態。③股二頭肌(髖關節伸肌)被激活，髖關節發生伸展運動，表現為伸展力矩。④股直肌(髖關節屈肌)再次被激活，髖關節發生屈曲運動，屈曲力矩增大。如圖 1、圖 3所示，肌肉激活延遲時間和關節力矩發生變化時間相吻合，說明人體可以通過調整肌肉的激活延遲時間達到自主平衡的目的。
綜合以上分析可知：人體發生足底受擾意外滑動時，其自主平衡調節機制中肌肉激活順序依次為：脛骨前肌→股直肌→腓腸肌→股二頭肌。
3 結論
通過設計10名受試者在干燥地面和油面條件下行走試驗，運用單因素方差分析法，給出了下肢踝、膝、髖各關節和股二頭肌、股直肌、脛骨前肌、腓腸肌在人步態失穩過程的自主平衡行為中的作用。結論如下：
(1)?遇擾滑動后的人體下肢自主平衡調節策略包括：增大踝關節背屈力矩，膝關節伸展力矩及髖關節伸展力矩，同時增大AOA、AOK和減小AOH，盡力避免跌倒現象發生。
(2)?人類神經系統通過調整肌肉的激活延遲時間和肌肉收縮力來調整人體質心的位置，從而控制肌肉發力，保持人類肢體各關節中的肌群組織按照特定方式產生肌肉內力，調節各肢體的運動狀態和空間位置，以最大限度避免身體姿態失去平衡而發生跌倒。
(3)?步態失穩過程中下肢主要參與肌群的肌肉激活順序依次為：脛骨前肌→股直肌→腓腸肌→股二頭肌。主要參與肌群的應激肌肉激活時間的微小差異，表達了下肢是由多個活動關節組成的多體段連接體，維持人體姿態平衡時的各肢體反應特征具有連續順次的屬性。
(4)?從下肢關節力矩、關節角度和主要參與肌群表面肌電信號的角度出發進行步態失穩過程分析，不僅全方位(內因+外因)地闡述了意外滑動情況下人體自主平衡恢復的調節過程，且研究結果可為人體避免滑跌損傷提供科學的指導意見，更可為增強人體平衡能力的康復訓練以及下肢助行裝置及康復輔具的開發設計奠定理論基礎。
