人體姿勢控制能力測量理論及儀器研究現(xiàn)狀

程 珊，孫繼成，馬 進(jìn)，熊凱文，胡文東

（空軍軍醫(yī)大學(xué)航空航天醫(yī)學(xué)系醫(yī)學(xué)裝備教研室，西安 710032）

0 引言

人體正常的姿勢穩(wěn)定性與日常生活、工作等密切相關(guān)。姿勢控制能力測量的理論與應(yīng)用一直是各國學(xué)者研究的重點。早期的研究主要集中在姿勢穩(wěn)定性測量設(shè)備在運動和康復(fù)醫(yī)學(xué)等領(lǐng)域的應(yīng)用。Kiers 等[1]總結(jié)發(fā)現(xiàn)，現(xiàn)有研究大多數(shù)是關(guān)于姿勢控制能力在運動領(lǐng)域方面的應(yīng)用。其中，對于足球運動員[2]、舞蹈訓(xùn)練者[3]等在比賽前后的姿勢穩(wěn)定性評估較多。在康復(fù)醫(yī)學(xué)方面，姿勢控制能力的測量主要應(yīng)用于脊髓硬化癥患者[3]、前庭功能異?；颊遊4]、腦部損傷患者[5]、阿爾茨海默病患者[6]等特殊人群的康復(fù)治療上。近年來，姿勢控制能力測量設(shè)備的研究和應(yīng)用也擴展到其他領(lǐng)域，如睡眠障礙評估[7]、駕駛疲勞檢測[8]等方面。姿勢控制能力測量技術(shù)作為一種新穎的綜合功能狀態(tài)評估手段，操作簡便，受到了國外學(xué)者的廣泛研究，但國內(nèi)相關(guān)研究起步較晚，且大多數(shù)學(xué)者對姿勢控制能力測量的理論基礎(chǔ)與儀器研制現(xiàn)狀并未深入了解，影響該技術(shù)在國內(nèi)的發(fā)展和應(yīng)用。

本文從姿勢控制能力測量的基本原理、方法與時機、儀器設(shè)計及存在的問題等方面，簡要介紹人體姿勢控制能力測量的理論與儀器研究現(xiàn)狀，希望為該技術(shù)在相關(guān)領(lǐng)域更好地推廣應(yīng)用提供參考依據(jù)。

1 姿勢控制能力測量理論研究現(xiàn)狀

1.1 姿勢控制能力的測量原理

正常站立姿勢的維持主要依靠視覺、前庭器官及下肢本體感覺等信息[9]，在中樞神經(jīng)系統(tǒng)對這些信息進(jìn)行整合與處理后，發(fā)出指令作用于人體骨骼、肌肉等系統(tǒng)，從而使人及時地控制與調(diào)整站立姿勢[10]。而身體重心晃動的軌跡則可以通過壓力傳感器記錄的身體壓力中心（center of pressure，COP）的變化來表示，因而姿勢控制能力的測量方法又被形象地稱為姿勢圖測量法。該方法常被用來研究復(fù)雜的活動和平衡機制以及平衡策略的交互作用[11]。

1.2 姿勢控制能力的測量方法

1.2.1 靜態(tài)姿勢圖（static posturography，SPG）測量方法

SPG 測量方法是一種靜態(tài)姿勢控制能力測量方法，該方法流程比較統(tǒng)一，要求被測者穩(wěn)定地站立于具有壓力傳感器的測試平臺上。在此過程中，身體重心微小的變動則由雙足部位的壓力傳感器記錄下來，進(jìn)而通過分析COP 的變化反映姿勢控制能力的大小。基于COP 變化數(shù)據(jù)可以計算姿勢穩(wěn)定性參數(shù)[12]，包括穩(wěn)定指數(shù)、重力分布系數(shù)、重心晃動的面積、重心在橫向與縱向上偏移距離及在0.01～3.0 Hz頻率譜上的身體晃動程度等[13]。

1.2.2 動態(tài)姿勢圖（dynamic posturography，DPG）測量方法

DPG 測量方法是一種與SPG 測量方法相對應(yīng)的動態(tài)姿勢控制能力測量方法。雖然DPG 測量方法的任務(wù)設(shè)置策略有所不同，但仍具有相似的特點。被試在主動或被動地接受相關(guān)干預(yù)條件下維持站立姿勢，從而評估其身體晃動程度。其中，主動策略要求被試在穩(wěn)定的壓力平臺上進(jìn)行姿勢任務(wù)，如由坐位變?yōu)檎玖⑽?、踮腳尖或行走任務(wù)等，而后對其姿勢穩(wěn)定性進(jìn)行評估[14]。而被動策略則要求被試站立于不穩(wěn)定的壓力平臺上（旋轉(zhuǎn)或振動等干擾）維持姿勢穩(wěn)定性[15-17]，例如美國的SportKAT 2000 系統(tǒng)即通過傾斜的測量平臺操縱光標(biāo)追蹤圓周運動的光點[17]（如圖1 所示）。另外，Baghbani 等[18]在研究時還采用了一種被稱為米字格星形平衡功能測試（star excursion balance test，SEBT）的方法。該方法以一個固定點為圓心，在周圍設(shè)置了8 個方向，相鄰方向角度為45°。其中主導(dǎo)腿站立于圓心，非主導(dǎo)腿腳尖在某個方向上努力達(dá)到最遠(yuǎn)距離，以此評估動態(tài)的平衡能力。

1.2.3 SPG 與DPG 測量方法的區(qū)別

SPG 與DPG 測量方法對于姿勢控制能力測量的應(yīng)用效果有所差別。由于動態(tài)姿勢控制能力的紊亂與下肢神經(jīng)肌肉功能損傷的不利效應(yīng)及代償反應(yīng)的聯(lián)系較為密切，故SPG 測量方法在區(qū)分潛在的姿勢控制能力受損機制方面可能比較有限。而DPG 測量方法在感覺運動協(xié)調(diào)性降低與相關(guān)的損傷評估等方面可能會提供更多的參考信息[18]。因此，此種差異也可能造成SPG 與DPG測量方法在未來的研究與應(yīng)用中發(fā)揮不同的作用。

1.3 姿勢控制能力的測量條件

姿勢控制能力測量常用的雙腿站立條件有4 種：睜眼或閉眼站立于穩(wěn)定的測試平臺、睜眼或閉眼站立于不穩(wěn)定的平臺。例如，Ortuno-Cortes 等[4]在實驗中采用了這4 種測量條件研究前庭功能異?；颊叩腟PG 與臨床測驗結(jié)果的關(guān)系。結(jié)果發(fā)現(xiàn)，SPG 指標(biāo)在睜眼站立于不穩(wěn)定海綿墊的條件下與臨床測驗結(jié)果的相關(guān)性較好。Barozzi 等[19]則在研究威廉斯綜合征對姿勢控制能力的影響時同樣采用了SPG 的4 種測量條件，并指出睜眼條件下的重心晃動軌跡長度與面積要比閉眼時更大。Jackson等[14]研究多發(fā)硬化癥患者在疲勞狀態(tài)下姿勢控制能力的表現(xiàn)時也用到了這4 種條件。此外，以往文獻(xiàn)還報道了閉眼條件下頭部向左、向右、向后伸展與向前屈曲等姿勢控制能力測量條件[20]，但相關(guān)研究并不多。

單腿站立條件在姿勢控制能力的測量中也時常被報道。例如，Bruniera 等[21]研究了下肢肌肉疲勞條件下單腿站立姿勢的反應(yīng)情況。Ben 等[22]在睜眼與閉眼條件干預(yù)基礎(chǔ)上，增加了單腿站立測量條件，以此研究運動員經(jīng)過8 周本體感覺訓(xùn)練后的姿勢穩(wěn)定性變化情況，也取得了較好的效果。然而姿勢任務(wù)難度的提高也可能會增加其他不利條件（如疲勞狀態(tài)）對姿勢控制能力的不利效應(yīng)[23]。由此可見，應(yīng)根據(jù)實際情況選擇合適的姿勢控制能力的測量條件，以便取得理想的預(yù)期效果。

1.4 姿勢控制能力的測量時機

姿勢控制能力的相關(guān)研究是基于測量干預(yù)條件展開的，而姿勢控制能力的測量時機同樣會影響干預(yù)條件的效果。Sadowska 等[24]研究指出，無論被測者先進(jìn)行睜眼條件還是閉眼條件下的姿勢圖平衡測量，疲勞狀態(tài)對姿勢控制能力的影響效應(yīng)都是第一次測量時最大。如果影響效應(yīng)持續(xù)時間較短，那么姿勢控制能力的可靠測量時機則很短。因為反復(fù)雙腳跟抬起鍛煉計劃導(dǎo)致腳踝肌肉疲勞的不利效應(yīng)將隨著時間的延長而削弱，最終將不再被觀察到。Papa等[25]則進(jìn)一步指出，雖然肌肉疲勞效應(yīng)對下肢關(guān)節(jié)的動力學(xué)影響具有可測量的影響，但此種動力學(xué)改變可能在15 min 內(nèi)恢復(fù)。甚至某些高強度的訓(xùn)練，如自行車騎行等有可能導(dǎo)致姿勢控制功能在應(yīng)對體力鍛煉引起的肌肉疲勞時呈現(xiàn)出一定的適應(yīng)性反應(yīng)，將會減弱姿勢晃動，從而影響姿勢控制能力恢復(fù)的時間[26]。由此可見，實驗干預(yù)結(jié)束后的姿勢控制能力測量過程不宜持續(xù)過長時間，否則條件干預(yù)后姿勢穩(wěn)定性的改變程度可能會被低估，導(dǎo)致錯誤的結(jié)論。因此，在將來的研究中，姿勢控制能力的測量時間應(yīng)控制在15 min 內(nèi)或者在干預(yù)任務(wù)的過程中進(jìn)行實時測量，以此保證姿勢控制能力測量結(jié)果的可靠性。

1.5 姿勢控制能力的測量可靠性

姿勢圖的測量方法之所以受到研究者的廣泛關(guān)注，還因為其可靠性經(jīng)過相關(guān)實驗的驗證。例如，Ebrahimi 等[27]研究了Synapsys 人體姿勢平衡系統(tǒng)（SPS，Marseille，F(xiàn)rance）在 7～12 歲兒童中的重測信度（2 次測量間隔1 周），結(jié)果提示基于組內(nèi)相關(guān)系數(shù)（intraclass correlation coefficient，ICC）的重測信度值在不同姿勢控制干預(yù)條件下處于中等至極好的范圍（0.68～0.94）。Hebert 等[28]則重點研究了一種被稱為感覺組織測試（sensory organization test，SOT）的計算機化DPG 各指標(biāo)在多發(fā)硬化癥患者中有較好至優(yōu)秀的可靠性（ICC 值范圍為0.70～0.90），而綜合分?jǐn)?shù)的ICC 值也達(dá)到了0.90。由此可見，靜態(tài)與動態(tài)姿勢控制能力測量方法的可靠性是比較高的，但不同的測量條件之間姿勢圖指標(biāo)重測信度也存在一定的差異性。

具體的姿勢圖測量指標(biāo)同樣具有良好的重測信度[29]。Alahmari 等[30]指出，基于左右方向及前后方向上COP 時間序列數(shù)據(jù)計算的晃動速度與面積等參數(shù)指標(biāo)的重測信度都較好。但Barozzi 等[31]的研究則進(jìn)一步指出姿勢圖中的加速度相關(guān)指標(biāo)的測量可靠性較高，而面積參數(shù)的可靠性中等。此外，Whitney 等[32]則直接指出了基于加速度計（accelerometry，ACC）測量方法的ICC 值處于0.63 ～0.80 范圍內(nèi)，而基于COP測量方法的重測信度則稍低，處于0.42～0.81 范圍內(nèi)。由此可見，姿勢控制能力測量方法指標(biāo)體系的可靠性是比較高的，但不同指標(biāo)體系下的姿勢圖參數(shù)的可靠性存在一定的差異。

2 姿勢控制能力測量儀器研制現(xiàn)狀

2.1 國外研究現(xiàn)狀

Ma 等[33]在研究24 h 持續(xù)清醒期間姿勢控制能力改變規(guī)律時，采用了一種EAB-100 平衡檢查系統(tǒng)（Anima，Tokyo，Japan）。該系統(tǒng)采用 SPG 測量方法，由定制的計算機程序、顯示系統(tǒng)和打印系統(tǒng)組成，主要測量睜眼站立條件與閉眼站立條件的COP 改變的時域參數(shù)，如COP 軌跡長度、在橫向與縱向上的偏移距離等。Morad 等[34]在研究睡眠剝奪所致的疲勞評估時也采用了一種SPG 設(shè)備（Beamed Medical，Petach Tikva，Israel）。該設(shè)備基于雙腳站立的4 個獨立壓力板上的垂直壓力波動數(shù)據(jù)進(jìn)行工作，其測量指標(biāo)主要為頻域分析的數(shù)據(jù)，如身體晃動強度在0.01～3.00 Hz的傅里葉轉(zhuǎn)換參數(shù)等指標(biāo)。Vieira 等[13]采用一種被稱為 AMTI force platforms（OR6-7 model）的壓力平臺系統(tǒng)收集被試4 d 徒步遠(yuǎn)足過程中的COP 數(shù)據(jù)，該系統(tǒng)可以綜合時域分析與頻域分析參數(shù)，包括整體穩(wěn)定性描述（global stabilometric descriptors）、頻譜分析（spectral analysis）等。Llorens 等[35]在實驗中以一種更低成本且小體積的平衡測試平臺Wii Balance Board（WBB）為基礎(chǔ)，將其與一些傳統(tǒng)的平衡評估方法結(jié)合形成了一套基于WBB 的姿勢圖系統(tǒng)，并在腦卒中患者中評估了該系統(tǒng)的可靠性與信度。

此外，Petro 等[36]則根據(jù)檢測平臺的設(shè)置形式對DPG 測量儀器進(jìn)行了分類，包括固定接地平臺、平衡板、旋轉(zhuǎn)平臺、水平位移平臺、踏步臺、計算機DPG等。雖然姿勢控制能力測量儀器的研制多種多樣，但基本的原理和測量方法是相似的。

2.2 國內(nèi)研究現(xiàn)狀

國內(nèi)關(guān)于姿勢穩(wěn)定性測量儀器的研究相對不足。張利利等[37]結(jié)合日本的EAB-100 系統(tǒng)和以色列的Tetrax 測量系統(tǒng)[20]的優(yōu)點，設(shè)計了一種靜態(tài)的人體重心測試軟件，可以將雙腳下的壓力傳感器記錄的COP 數(shù)據(jù)同時轉(zhuǎn)換為時域與頻域參數(shù)[12]。

程珊等[38]基于 Baghbani 等[18]的 SEBT 方法中方向設(shè)置的策略與Yeh 等[39]報道的實驗設(shè)備及視覺反饋的實驗方案（如圖2 所示），并結(jié)合張利利等[37]開發(fā)的人體重心測試軟件，設(shè)計了視覺反饋姿勢調(diào)節(jié)能力檢測系統(tǒng)。該系統(tǒng)能夠測量被試向不同方向目標(biāo)位點調(diào)節(jié)過程中的姿勢控制能力，并基于測試過程中重心晃動軌跡的變化，計算被試的調(diào)節(jié)效率、調(diào)節(jié)精度與穩(wěn)定性（如圖3 所示）。該系統(tǒng)在重復(fù)測量條件下的練習(xí)效應(yīng)大小也經(jīng)過了系統(tǒng)分析，其硬件設(shè)備及測量場景如圖4 所示[40]。

程珊等[41-43]在研究模擬飛行任務(wù)負(fù)荷的評估技術(shù)時驗證了該系統(tǒng)在任務(wù)負(fù)荷評估中可發(fā)揮較好的作用。該團(tuán)隊還采用該系統(tǒng)進(jìn)一步發(fā)現(xiàn)不同干預(yù)條件下的姿勢控制能力應(yīng)對睡眠剝奪的改變規(guī)律有所不同，且構(gòu)建了腦力疲勞的評估模型[44]。另外，利用該系統(tǒng)，基于DPG 的指標(biāo)，還可以構(gòu)建體力疲勞的評估模型[45]。文獻(xiàn)[46]也驗證了該系統(tǒng)在疲勞狀態(tài)評估中具有較好的效度。由此可見，該系統(tǒng)在國內(nèi)未來的研究中會發(fā)揮更大的作用。

圖2 視覺反饋的實驗方案[39]

圖3 視覺反饋姿勢調(diào)節(jié)能力檢測系統(tǒng)位點分布示意圖[38]

圖4 視覺反饋姿勢調(diào)節(jié)能力檢測系統(tǒng)的硬件設(shè)備及測試場景[40]

3 結(jié)語

國外關(guān)于姿勢控制能力測量理論及儀器的研究逐漸趨于成熟，國內(nèi)研究也取得了一定的進(jìn)展。但姿勢控制能力測量理論與儀器研究仍存在一些不足。測量理論方面的不足主要表現(xiàn)為：（1）姿勢控制能力測量方法設(shè)計的姿勢干預(yù)條件雖然較多，但每種姿勢的優(yōu)缺點及敏感性并沒有深入探討；（2）姿勢控制能力穩(wěn)定性的衡量指標(biāo)繁多，可導(dǎo)致使用者對結(jié)果解讀產(chǎn)生困難。而姿勢控制能力測量儀器的不足主要表現(xiàn)為：（1）壓力傳感器精度還需進(jìn)一步提高，否則可能導(dǎo)致任務(wù)干預(yù)條件對姿勢控制能力的影響效應(yīng)測量不到；（2）姿勢控制能力測量儀器使用大多需要配合干預(yù)任務(wù)，設(shè)備使用人員需要經(jīng)過一定的培訓(xùn)，掌握標(biāo)準(zhǔn)的測量流程和測量誤差的控制方法。

姿勢控制能力測量方法與儀器多種多樣，取得了很大的進(jìn)展，而隨著時代的發(fā)展與技術(shù)的進(jìn)步，姿勢控制能力測量技術(shù)也應(yīng)與時俱進(jìn)。主要應(yīng)在以下方面尋求突破：（1）測量系統(tǒng)的壓力傳感器、數(shù)據(jù)處理等模塊應(yīng)向小型化、便攜化方向發(fā)展；（2）測量系統(tǒng)的功能應(yīng)向多元化方向發(fā)展，不限于測量姿勢穩(wěn)定性，還可以增加其他測量模塊，如心率檢測等；（3）基于不同的功能模塊，測量系統(tǒng)應(yīng)分別設(shè)置相應(yīng)的評分模塊及綜合判別標(biāo)準(zhǔn)，便于結(jié)果的反饋與解讀。在未來的研究中，研究者應(yīng)重視姿勢控制能力測量儀器的小型化、便攜化與多元化的發(fā)展趨勢，將基于姿勢控制能力測量的儀器升級為基于多生理指標(biāo)的特定人群功能狀態(tài)實時評定系統(tǒng)。以上問題的解決不僅會進(jìn)一步推動姿勢控制能力測量技術(shù)在運動醫(yī)學(xué)、康復(fù)醫(yī)學(xué)等領(lǐng)域的應(yīng)用，還可為不同職業(yè)人群制訂個性化的功能狀態(tài)監(jiān)控方法。