[24] MCANDREW YOUNG PM, DINGWELL JB. Voluntary changes in step width and step length during human walking affect dynamic margins of stability. Gait Posture. 2012;36(2):219-224.

[25] WINTER DA. Foot trajectory in human gait: a precise and multifactorial motor control task. Phys Ther. 1992;72(1):45-53.

[26] MCFADYEN BJ,WINTER DA. An integrated biomechanical analysis of normal stair ascent and descent. J Biomech. 1988; 21(9): 733.

[27] BOONYONG S, SIU KC, VAN DONKELAAR P, et al. Development of postural control during gait in typically developing children: the effects of dual-task conditions. Gait Posture. 2012;35(3):428-434.

[28] MAYVILLE JM, JANTZEN KJ, FUCHS A, et al. Cortical and subcortical networks underlying syncopated and synchronized coordination revealed using fMRI. Human Brain Mapp. 2017;17(4): 214-229.

[29] REEVES ND, SPANJAARD M, MOHAGHEGHI AA, et al. Older adults employ alternative strategies to operate within their maximum capabilities when ascending stairs. J Electromyogr Kinesiol. 2009;19(2): e57-e68.

[30] NOVAK AC,BROUWER B. Sagittal and frontal lower limb joint moments during stair ascent and descent in young and older adults. Gait Posture. 2011;33(1): 54-60.

[31] VALLABHAJOSULA S, TAN CW, MUKHERJEE M, et al. Biomechanical Analyses of Stair-climbing while Dual-tasking. J Biomech. 2015;48(6): 921-929.

[32] COLLETTE F, OLIVIER L, VAN DLM, et al. Involvement of both prefrontal and inferior parietal cortex in dual-task performance. Brain Res Cogn Brain Res. 2005;24(2):237-251.

[33] LAJOIE Y, TEASDALE N, BARD C, et al. Attentional demands for static and dynamic equilibrium. Exp Brain Res. 1993;97(1):139-144.

[34] REDFERN MS, JENNINGS JR, MARTIN C, et al. Attention influences sensory integration for postural control in older adults. Gait Posture. 2001;14(3):211-216.

[35] LACOUR M, BERNARDDEMANZE L, DUMITRESCU M. Posture control, aging, and attention resources: models and posture-analysis methods. Neurophysiol Clin. 2008;38(6):411-421.

0 引言 Introduction楼梯行走是日常生活中具有挑战性的步态动作之一。据统计，楼梯跌倒发生次数约占总跌倒次数的26%，是跌倒致死的主要原因之一[1]。楼梯跌倒更多的是发生在下楼梯过程中，其跌倒风险是上楼梯的3倍[2]。传统的生物力学研究发现，相比于上楼梯，下楼梯过程中的髋膝关节最大屈曲力矩峰值显著加大，膝关节接触力增大2倍[3]，故需要更好的姿势控制能力，更大的下肢关节支撑力矩、膝关节伸肌力量、下肢关节运动幅度以及关节运动协调性等神经肌肉控制机能[4-7]。因此正确认识人体下楼梯姿势控制能力、关节力学及协调性等生物力学特征有利于预防跌倒，特别是对“易跌”人群具有重要意义。尽管传统生物力学研究获取了楼梯行走姿势控制的评估参数，然而研究结果在解释动作控制与跌倒风险问题上仍存在不足。运动控制不仅受到肌肉骨骼系统功能影响，还与大脑认知功能密不可分[8]，因此探索大脑认知功能与肌肉骨骼系统的交互影响对解释动作控制具有极其重要的意义。认知-动作控制双任务范式是近年来认知神经科学与动作控制研究交叉领域备受关注的研究方法，主要用于研究大脑认知资源的调配与神经肌肉行为控制的相互影响[9]，为弥补传统生物力学研究的不足提供了可能途径。当今信息时代，智能手机已经成为年轻人联系外界环境、获取信息不可或缺的工具。手机的普及给人们日常生活带来了极大方便，同时也给使用者带来了安全隐患，甚至危及生命，据统计美国近10年来因使用手机造成的楼梯行走跌倒损伤率增加了4 倍[10]。手机的使用涉及到听觉、视觉、触觉等感觉系统的整合，可能会影响大脑认知资源的重新分配[11]，进而对动作控制产生影响，但其相关研究数据尚未可知。此外，传统生物力学方法多是对单一运动关节或环节评价指标的分析，可能不足以反映运动状态下人体多环节刚体的耦合动作控制策略。为了系统描述与分析下楼梯动作多刚体多因素间的相对运动情况，此次研究运用质心-压心相结合的动态稳度值以评价身体稳定性，计算相邻关节耦合运动的相对相角以评价环节间的运动协调性，提取下肢关节力矩值以评价下肢关节力学特征。因此，基于上述内容，此次研究拟运用“手机-下楼梯行走”的双任务范式，分析手机任务的介入对人体下楼梯行走下肢动态稳定性、运动协调性及关节力学特征的影响，以期为探讨人体跌倒风险评估的敏感测试方法提供可能途径，同时为预防跌倒训练提供新思路。1 对象和方法 Subjects and 设计 运动生物力学试验 时间及地点 于2018年7月在山东省体育科学研究中心生物力学实验室完成 对象 选择20名山东体育学院运动人体科学专业学生为研究对象，男、女各10名，年龄(23.)岁，身高(173.3± 4.3)cm，体质量(65.)kg，体质量指数(21.)kg/m2，简易精神量表评分(28.)分。受试者均无神经肌肉骨骼系统疾病，无认知障碍，双眼矫正视力均在1.0以上，下肢关节半年内无明显损伤，试验前24 h未进行剧烈运动，右腿为优势腿[12]，能够理解此次试验内容并签署自愿同意书 仪器设备1.4.1 模拟楼梯 根据现行国家标准《建筑设计防火规范》(GBJ16)的规定，确定模拟楼梯的尺寸。模拟楼梯重约2吨，共计6级台阶，长约2 m，宽约1.5 m，高约1 m，每级台阶高约17 cm，深29 cm，坡度约为30°，符合国家住宅标准，见?三维运动学捕捉系统 此次运动学数据采集应用8个摄像头的Vicon红外高速动作捕捉系统(英国，T40)，采集频率设置为100 Hz[13-14]。14 mm的红外反光球粘贴在各解剖学标志点[15]，见图2，采集人体运动学数据 三维测力系统 模拟楼梯的第三和第四台阶分别镶嵌2台Kistler测力台(型号：瑞士，9287C；尺寸：90 cm×60 cm× 10 cm)，外置信号放大器，采集频率设置为1 000 Hz[13-14]。运动学、动力学数据采集采用Vicon系统同步盒实现两者的同步采 方法1.5.1 测试方案 参照HASHISH等[10]的测试方案，单组20名受试者首先进行测试前期准备，然后按照随机抽签顺序完成有无手机任务介入的下楼梯行走测试，具体流程如下：受试者身着统一测试服装(黑色背心、短裤、鞋子和袜子)并测量身高、体质量、简易精神量表评分等基本资料。受试者粘贴41个反光球，确定头、躯干、骨盆、双侧上臂、前臂、手、大腿、小腿、足15个环节，分别进行静态和动态数据采集。图1 ｜模拟楼梯Figure 1 ｜Simulated stair图2 ｜受试者红外反光球标志球的放置位置Figure 2 ｜Set-up of marker position of the subject's infrared reflector图3 ｜步态周期划分图Figure 3 ｜Stair descent cycle division图注：RTD为右脚着地(right foot touch down)，LTO为左脚离地(left foot take off)，LTD为左脚着地(left foot touch down)，RTO为右脚离地(right foot take off)单任务测试即无手机任务干扰的楼梯行走动态测试，受试者站立于距离第六级台阶1.5 m平台处预备，听到“开始”口令后，以最自然舒适的自选动作与速度进行下楼梯行走，全程禁止越级跨越台阶，直至行走到距离第一台阶1.5 m处停止。手机任务下楼梯行走测试即受试者在手机任务干扰时行走，测试流程与无手机任务相同，手机任务设定受试者接收到一个49-99之间的随机数字，开始下楼梯行走，并同时做连续减7的数学运算，将运算结果输入手机。每个条件的下楼梯行走采集5次成功数据，同时为避免疲劳造成的差异，2次行走间隔5 min。一次成功的下楼梯行走定义为运动学与动力学数据采集完整有效，未发生反光球脱落、中途停顿、踩踏在测力台外等影响数据有效性的事件 数据处理 将Vicon采集的原始运动学与动力学数据经过建模、截取、删补点等处理后，导入Visual 3D(美国，C-Motion，V3)数据处理软件，分别进行截止频率为6 Hz和10 Hz的Butter-worth四阶数字低通滤波器滤波[15-17]。运动学与动力学数据进行时间标准化和体质量标准化处理。此次研究选取的一个下楼梯步态周期定义为右脚在第四台阶着地到再次在第二台阶着地，脚触地定义为测力台垂直方向的地面反作用力大于20 N[1]，其划分为支撑相(第一双支撑相、单支撑相、第二双支撑相)和摆动相，详细划分如下[18]：第一双支撑相：右脚着地到左脚离地；单支撑相：左脚离地到左脚着地；第二双支撑相：左脚着地到右脚离地；摆动相：右脚离地到右脚着地，见?主要观察指标1.6.1 下肢动态稳度参数 BOSSE等[18]发现，下楼梯行走测试中不同支撑时相转换时为人体最不稳定的时刻，此时动态稳度最小，因此，此次研究选取右脚触地时刻(单支撑时相转换为双支撑时相)及左脚离地时刻(双支撑时相转换为单支撑时相)进行的动态稳度分析。计算公式如下[13]：图4 ｜动态稳度示意图Figure 4 ｜Diagram of dynamic stability图注：CoP为足底压力中心，CoM为人体质心，CM为外推质 心，MoSap为前后方向动态稳度，MoSml为 左右方向动态稳度其中，ω0为人体倒置钟摆模型的频率，g为重力加速度，l是人体质心到右踝关节中心点的距离；CM为外推质心，dCoM表示某时刻质心的位移、vCOM表示某时刻质心的速度；MoS为某时刻的动态稳度，BOSm为支撑面某一方向边界的最大值，此次研究中的BOSm通过足底压力中心的位置表示[12-13]，见?下肢运动协调性参数 相对相角是评价周期运动中相邻环节间协调关系的有效工具，其变异性越小，代表环节间协调性越好，动作越稳定[19]。计算测量周期内所有时刻的相对相角绝对值的平均值和标准差的平均值。相对相角绝对值的平均值越小，表示两环节越趋向于“同相”的状态，反之，两环节越趋向“反相”的状态[19]。相对相角的标准差平均值可以用来表示动作过程中关节形态变化的稳定性，该值越小代表越稳定的下肢关节协调动作[20]。此次研究中分别计算支撑相与摆动相的相对相角以评价不同时相下肢相邻环节协调性。计算公式如下：其中，θ代表角度，ω代表角速度，φ代表相角，RPA代表相对相角，MARP代表相对相角绝对值的平均值，DP代表相对相角的标准差的平均值，i代表步态周期内某一点。图5 ｜下肢髋、膝、踝三关节力矩示意图Figure 5 ｜Moments of hip, knee, and ankle joints图注：Mh-、Mk+、Ma+代表髋、膝伸展力矩和踝关节背屈力矩图6 ｜试验流程图Figure 6 ｜Trial flow chart图7 ｜下楼梯行走右腿支撑相前后方向(A)及内外方向(B)的动态稳度曲线图Figure 7 ｜Dynamic stability curves in anterior-posterior (A) and medialateral (B) directions on right support phase during stair descent图注：NT为单任务，TT为手机任务；RTD为右脚着地，LTO为左脚离地，LTD为左脚着地，RTO为右脚离地图8 ｜下楼梯右腿步态周期下肢关节髋-膝(A)与膝-踝关节(B)的相对相角Figure 8 ｜Relative phase angles in hip-knee (A) and knee-ankle joint (B) on right gait cycle during stair descent图注：NT为单任务，TT为手机任务；RTD为右脚着地，LTO为左脚离地，LTD为左脚着地，RTO为右脚离地1.6.3 下肢力学参数 此次研究基于逆向动力学方法，采用Visual3D V3版本软件编写Scipt，通过选择关节与环节及对应的参考坐标系，对下楼梯行走过程中下肢髋膝踝三关节矢状面的净力矩进行计算，且力矩值均以自体质量做标准化处理。如计算右膝关节力，关节和参考坐标系分别选择右膝和右小腿。此次研究分别选取右腿支撑期下肢三关节矢状面屈力矩和伸力矩峰值做统计学分析，见?统计学分析 统计学分析采用统计软件SPSS 20.0(IBMS，NY，USA)，所得参数值均用±s表示。采用MANOVA方差分析观察自变量(单任务和手机任务)对因变量(下肢动态稳定性、运动协调性及关节力学)的影响，行走速度被设置为协变量以消除对因变量的影响，显著性水平设置为0.05。2 结果 参与者数量分析 此次研究共招募20名参与者进行试验，整个试验过程样本无脱落 试验流程图 见?动态稳度对比结果 在前后方向上，单任务及手机任务下楼梯步态中动态稳度曲线呈现相同的变化趋势，在右脚着地时刻，动态稳度值均最小且为负值，随后增大至零进而转为正值并继续持续增大(图7)。统计结果显示，相比于单任务模式，在右脚着地时刻与左脚离地时刻，有手机任务时前后方向动态稳度值显著减小，前后方向外推质心位置、前后方向质心速度、前后方向质心位移值显著增大(表1)。在左右方向上，单任务及手机任务下楼梯动态稳度曲线均为先减小后增大的正值，在左脚着地时刻两曲线相交叉(图7)。统计结果显示，相比于单任务模式，在右脚着地时刻，有手机任务时内外方向质心速度显著增大；在左脚离地时刻，内外方向动态稳度显著减小，内外方向外推质心位置、内外方向质心速度显著增大(表1) 下肢关节协调性对比结果 单任务与手机任务条件下楼梯行走髋-膝、膝-踝关节相对相角变化曲线在支撑相变化趋势一致，在摆动相两曲线轨迹有差异，其中髋-膝相对相角曲线峰值分别出现在支撑相的左脚着地时刻与摆动相中段时刻，膝-踝相对相角曲线峰值分别出现在支撑相的左脚离地、左脚着地时刻与摆动相中段时刻(图8)。统计结果显示，相比于单任务，手机任务下肢支撑相髋-膝与膝-踝相对相角峰值差异不具有显著性；摆动相髋-膝与膝-踝关节相对相角峰值、相对相角绝对值的平均值及标准差的平均值均显著减小，见表 下肢关节力学参数对比结果 下楼梯行走中下肢矢状面髋膝关节力矩变化曲线均呈现出“双峰一谷”的变化趋势，其中髋关节力矩在右脚着地时刻出现第一峰值，在左脚着地时刻出现谷值，在左脚着地时刻出现第二峰值(图9A)，统计结果显示，相比于单任务，有手机任务屈髋力矩第一峰值显著增大，第二峰值显著减小。膝关节力矩分别在左脚离地与左脚着地时刻出现峰值，在支撑相中期出现谷值(图9B)，相比于单任务，有手机任务下楼梯伸膝力矩第一峰值显著减小；踝关节力矩变化曲线呈现“双谷一峰”的变化趋势，分别在左脚离地与左脚着地时刻跖屈力矩出现峰值，在支撑相中期出现谷值(图9C)，相比于单任务，有手机任务踝关节趾屈力矩第一峰值显著减小，见表3。表1 ｜下楼梯行走右脚着地与左脚离地时刻前后方向及内外方向的动态稳定参数 (±s，n=20)Table 1 ｜Dynamic stability in anterior-posterior and media-lateral directions on right foot touch down and left foot take off during stair descent指标 右脚着地 左脚离地单任务 手机任务 均值差(95%CI) P值 单任务 手机任务 均值差(95%CI) P值前后方向动态稳度(cm) -1. -6. 5.3(4.3，6.3) 0.021 12. 1. 11.1(9.6，12.3) 0.026前后方向外推质心位置(cm) 2. 10. -8.1(-9.1，-7.2) 0.011 -4. 6. -11.3(-12.6，-9.9) 0.042前后方向质心速度 (cm/s) -61. -46. -15.1(-16.6，-13.5) 0.032 -61. -44. -16.7(-19.7，-13.6) 0.033前后方向质心位移(cm) 21. 24. -2.9(-4.2，-1.6) 0.017 14. 20. -6.2(-7.5，-4.8) 0.017内外方向动态稳度(cm) 7. 7. -0.3(-1.8，1.2) 0.978 5. 4. 1.6(1.0，2.1) 0.040内外方向外推质心位置(cm) 34. 36. -2.3(-3.8，-0.7) 0.027 35. 37. -2.1(-3.8，-0.3) 0.029内外方向质心速度 (cm/s) 11. 18. -7.3(-9.0，-5.5) 0.033 8. 16. -7.9(-10.0，-5.7) 0.031内外方向质心位移(cm) 30. 31. -1.1(-2.6，0.4) 0.969 32. 32. -0.6(-2.2，1.0) 0.566表2 ｜下楼梯行走右腿下肢矢状面三关节协调耦合比较 (±s，n=20，°)Table 2 ｜Comparison of coupling and coordination of right lower extremity joints in sagittal plane during stair descent指标 支撑相 摆动相单任务 手机任务 均值差(95%CI) P值 单任务 手机任务 均值差(95%CI) P值相对相角峰值 髋-膝 59. 58. 0.7(-2.3，3.7) 0.467 61. 49. 11.6(9.9，13.3) 0.032膝-踝 57. 53. 3.7(-1.5，5.9) 0.389 65. 52. 13.4(11.7，15.2) 0.037相对相角绝对值的平均值 髋-膝 18. 17. 2.2(-0.9，3.5) 0.743 25. 34. -9.4(-11.1，-7.6) 0.018膝-踝 21. 21. 0.3(-0.9，1.6) 0.876 23. 31. -8.1(-9.6，-6.7) 0.043相对相角标准差的平均值 髋-膝 12. 11. 1.1(-0.06，2.2) 0.446 15. 27. -12.7(-13.8，-11.6) 0.022膝-踝 12. 13. -0.5(-1.8，0.7) 0.982 16. 27. -11.4(-12.7，-10.1) 0.031表3 ｜下楼梯行走右腿支撑相下肢三关节矢状面力矩峰值比较 (±s，n=20，N·m/kg)Table 3 ｜Comparison of peak moments in sagittal plane of the low extremity joints on right leg support phase during stair descent表注：正值分别表示屈髋、伸膝及跖屈力矩关节力矩 单任务 手机任务 均值差(95%CI) P值屈髋力矩第一峰值 0. 0. 0.56(0.55，0.57) 0.042屈髋力矩第二峰值 0. 0. 0.08(0.04，0.12) 0.044伸髋力矩峰值 -0. -0. -0.01 (-0.07，0.05) 0.932伸膝力矩第一峰值 0. 0. 0.16(0.07，0.25) 0.040伸膝力矩第二峰值 1. 1. -0.13(-0.21，0.01) 0.356踝跖屈力矩第一峰值 -1. -1. -0.11(-0.18，-0.01)0.049踝跖屈力矩第二峰值 -0. -0. 0.03(-0.004，0.06) 0.2103 讨论 手机任务对下楼梯动态稳定性影响 动态稳定性理论被认为是评价人体在运动过程中抵制干扰、保持身体直立姿势稳定控制的可靠方法[21]。动态稳度＞0，即质心在地面的投影落在支撑面内，表明人体调整质心保持在支撑面内的能力越好，稳定性越好；相反，若动态稳度＜0，即质心在地面的投影落在支撑面外，表明人体稳定性越差[18]。此次研究发现，受试者下楼梯行走前后方向动态稳度和左右方向动态稳度曲线变化趋势一致；其中前后方向动态稳度值由负值增大到正值并持续增大，表明下楼梯行走前后方向的身体动态稳定性在右脚触地时为最不稳定状态，并逐渐调整为稳定状态。HOF等[22]研究发现，人体行走过程中，在脚跟触地的双支撑时相，前后方向的动态稳度值最小，此时外推质心超过支撑面的前边界，人体处于不稳定状态，此后人体通过不断调整支撑面前后方向的支撑面前界来获取新的平衡[23]。左右方向动态稳度值先减小后增大的U型变化曲线，在左腿离地时为最小值，表明此时内外方向外推质心超过支撑面的右边界，身体稳定性最差。图9 ｜下楼梯行走右腿支撑相下肢三关节矢状面力矩变化曲线图Figure 9 ｜Moment curves in sagittal plane of the low extremity joints on right leg support phase during stair descent图注：图A为髋关节，B为膝关节，C为踝关节。NT为单任务，TT为手机任务，RTD为右脚着地，LTO为左脚离地，LTD为左脚着地，RTO为右脚离地。正值分别表示屈髋、伸膝及跖屈力矩手机任务干扰时，前后方向的动态稳度在右脚着地与左脚离地时刻，均表现出显著减小，人体下楼梯行走表现出不稳定状态，验证了研究假设，这可能与受到干扰时下楼梯行走人体质心位置的改变有关。人体在受到手机任务干扰时，质心在水平面投影位置前移，进而导致外推质心投影前移，超过支撑面前边界，可能是造成动态稳度值降低的主要原因。前人研究支持了上述解释，人体在受到认知任务干扰时，表现出矢状面躯干前倾角增大，前后方向的质心-压心位移差增大等特征[15]。此外，此次研究发现，在受到手机任务干扰时，行走速度下降有利于增大前后方向动态稳度，可能是一种步态补偿策略。手机干扰造成内外方向、左右方向动态稳度显著减小发生在左脚离地时刻，表明身体稳定性在双支撑时相过渡到单支撑时相显著降低。人体下楼梯行走过程中内外方向支撑面的减小是导致稳定性下降的可能原因，研究发现，增大步宽有利于增加支撑面的外边界，是增大内外方向动态稳度的重要因素；反之减小步宽，可能导致动态稳度的降低[24] 手机任务对下楼梯下肢关节运动协调性影响 下肢相邻环节间协调耦合是维持姿势平衡的重要因素，不协调的耦合关系可能会导致下楼梯过程中姿势异常、质心轨迹出现偏离，导致行走跌倒的发生[25]。此次研究发现，下楼梯行走过程中相对相角髋-膝、相对相角膝-踝曲线变化大致相同。右腿支撑期内，相对相角膝-踝第一峰值出现在第一双支撑末期，此阶段右踝关节背屈运动为主导；相对相角膝-踝第二峰值、相对相角髋-膝第一峰值均出现在右单支撑末期，此阶段膝关节屈曲运动为主导；右摆动期内，相对相角膝-踝第三峰值、相对相角髋-膝第二峰值均出现在摆动中期，此阶段膝关节屈曲运动为主导。因此，在下楼梯行走过程中，在支撑前期踝关节调控是主要的运动控制策略，在支撑相中后期以及摆动期膝关节调控是主要的运动控制策略，验证了前人的研究结果[26]。此次研究发现，手机任务干扰时，下楼梯行走下肢关节间支撑期相对相角峰值、相对相角绝对值的平均值峰值以及相对相角标准差的平均值峰值差异均无显著性意义，表明下肢三关节间协调性没有显著变化，与研究假设不符，这可能与任务优先选择策略有关。BOONYONG等[27]发现人体在进行听觉任务时，会采取“姿势控制”优先策略，将更多的大脑注意力等认知资源分配给姿势控制，进而更好地控制姿势稳定性，确保行走安全。下肢在楼梯行走支撑期表现出较大的关节力矩峰值、地面反作用力、负载率以及肌肉共收缩率等神经肌肉控制特征，需要调动更多的肌骨系统“功能余额”来维持行走稳定性[6]。因此，当受到手机任务干扰时，人体进行下楼梯行走可能会优先选择支撑腿控制策略，以提高行走稳定性，确保行走安全。值得注意的是，此次研究发现，手机任务干扰时，摆动期下肢相邻关节的相对相角绝对值的平均值、相对相角标准差的平均值峰值均显著增大，表现出下肢环节协调控制稳定性差的特征，验证了研究假设。相对相角绝对值的平均值是下楼梯步态中所有相对相角曲线数据点的平均值，其值的增大表明相邻环节间的差值增大，“反相”相位关系增强，意味着需要更多认知资源的参与，大脑活动加强[28]；相对相角标准差的平均值是下楼梯相对相角曲线数据点标准差的平均值，该值的增大表明相邻环节间协调性特征更加多变，动作形态发生转换，下肢关节协调动作稳定性减小[19]。相对相角绝对值的平均值和相对相角标准差平均值的增大代表神经系统对于动作具有较复杂的控制，人体在下楼梯过程中使用手机，动作控制缺乏足够的视觉反馈，关节协调变异性增大，同时手机的使用占用部分认知资源，进而导致动作的神经-肌肉控制稳定性下降，关节协调变异性增大，摆动腿碰触楼梯可能性增大，跌倒风险增加 手机任务对下楼梯下肢关节力学影响 下肢关节肌肉力矩既为力学特征指标，也被视为神经控制信号，最终代表了期望的中枢神经系统的控制，是神经肌肉控制特征的表现也是影响姿势控制能力的主要内因之一[29]。关节力矩特别是在楼梯行走时的伸髋伸膝以及跖屈力矩，主要构成下肢支撑力矩。人体在下楼梯过程中较大的下肢支撑力矩既可以有效控制身体运动稳定性，又可以抵消因躯干和摆动腿晃动而产生的内收力矩[30]，是影响跌倒的重要下肢力学因素。此次研究发现，在下楼梯步态约20%的支撑相期，即双支撑相末期至单支撑相初期的过渡期，人体加速向前、向下移动，下肢需要强有力的支撑，伸膝、趾屈力矩是下肢支撑力矩的主要贡献，髋膝踝关节力矩出现峰值[26]，此时在受到手机任务干扰时，伸膝及趾屈力矩峰值显著减小，可能不足以支撑人体下楼梯行走，增大跌倒风险。在下楼梯单支撑期到双支撑期的过渡期即80%支撑相，髋关节为屈肌力矩，以驱动大腿屈曲运动，完成迈步动作，然而此时屈髋力矩峰值受到手机任务干扰显著减小，可能会造成支撑末期抬腿动作不到位，碰触楼梯造成摔倒可能性增大，此次研究结果部分验证了研究假设。此次研究结果与前人研究相似，一项双任务范式的研究发现，干扰任务介入会显著降低楼梯行走时下肢关节力矩峰值[31]。行走姿势稳定性需要占用大脑认知资源，楼梯行走作为复杂的动作控制，需要更多的大脑注意力、执行功能等[32]。基于前述“认知资源共享”理论，可能楼梯行走时手机任务的介入，两者所需的注意力资源超过大脑总资源，两者完成绩效均显著下降[33-35]，可能会降低楼梯行走姿势控制能力，增大跌倒风险 研究局限性及展望 首先，此次研究选取的手机任务只包括发短信一种，而其他手机任务如打电话、听音乐等未设定，后续研究可以探索不同种手机任务对下楼梯行走姿势控制的影响；其次，未设定手机操作的姿势，不同手机操作姿势可能会对行走动作稳定性、协调性及力学特征造成差异；最后，此次研究结果来自于实验室测试，后续研究可以设计室外测试环境，以更准确地探索现实生活中手机介入对姿势控制的影响 实际应用价值 此次研究所选取的手机介入任务属于认知-动作控制双任务研究范畴，主要关注认知与神经肌肉行为控制的相互影响问题，在一定程度上说明该范式可能对姿势控制的评估与跌倒的预测更加敏感，可以尝试用在老年人或者存在神经肌肉控制障碍潜在风险的患者跌倒风险评估上。此外，此次研究结果为跌倒预防和干预训练提供了可能的借鉴参考。老年人进行防跌倒训练时，应考虑进行交互式认知-运动训练，如行走、平衡训练的同时进行认知任务训练，以更好地提升抗扰动姿势控制能力，以达到更好的预防跌倒效果 结论 下肢动态稳度、关节力矩以及相邻关节相对相角是评价运动状态下人体多环节多因素耦合控制的有效指标。使用手机导致下楼梯行走身体稳定性、下肢运动协调性及肌肉骨骼系统功能均出现降低，造成姿势控制能力下降，跌倒风险增大。因此，应当正确认识手机对日常行走活动的影响，以防在行走过程中因使用手机导致跌倒，造成大脑与骨骼肌肉的损伤。此外，手机任务干扰造成的侧向稳定性下降应引起足够的重视，特别是对于姿势控制能力衰退的人群。致谢：感谢山东体育学院研究生沈培鑫、马刚、仲琛、赵硕、曹传宝、高庆、高晓、刘芳、张恒硕、胡秀为试验所做贡献。作者贡献：孙威负责试验设计，王疆娜负责试验实施，郑慧芬负责数据处理与解析。经费支持：该文章接受了“国家自然科学基金青年项目()”的资助。所有作者声明，经费支持没有影响文章观点和对研究数据客观结果的统计分析及其报道。利益冲突：文章的全部作者声明，在课题研究和文章撰写过程，不存在利益冲突。机构伦理问题：该研究方案的实施符合《赫尔辛基宣言》的相关伦理要求。知情同意问题：参与试验的志愿者为自愿参加，均对试验过程完全知情同意，并签署了“知情同意书”。写作指南：该研究遵守国际医学期刊编辑委员会《学术研究实验与报告和医学期刊编辑与发表的推荐规范》。文章查重：文章出版前已经过专业反剽窃文献检测系统进行3次查重。文章外审：文章经小同行外审专家双盲外审，同行评议认为文章符合期刊发稿宗旨。生物统计学声明：文章统计学方法已经山东体育学院统计学专家审核。文章版权：文章出版前杂志已与全体作者授权人签署了版权相关协议。开放获取声明：这是一篇开放获取文章，根据《知识共享许可协议》“署名-非商业性使用-相同方式共享4.0”条款，在合理引用的情况下，允许他人以非商业性目的基于原文内容编辑、调整和扩展，同时允许任何用户阅读、下载、拷贝、传递、打印、检索、超级链接该文献，并为之建立索引，用作软件的输入数据或其它任何合法用途。参考文献 References[1] BUCKLEY JG, HEASLEY K, SCALLY A, et al. The effects of blurring vision on medio-lateral balance during stepping up or down to a new level in the elderly. Gait Posture. 2005;22(2):146-153.[2] MASUD T, MORRIS RO. Epidemiology of falls. Age Ageing. 2001; 30 (30 Suppl 4): 3-7.[3] COSTIGAN PA, DELUZIO KJ, WYSS UP. Knee and hip kinetics during normal stair climbing. Gait Posture. 2002;16(1): 31.[4] CHOU LS, LEE HJ. Balance control during stair negotiation. J Biomech. 2007;40(11): 2530-2536.[5] NADEAU S, MC FADYEN BJ, MALOUIN F. Frontal and sagittal plane analyses of the stair climbing task in healthy adults aged over 40 years: what are the challenges compared to level walking? Clin Biomech. 2003;18(10): 950-959.[6] KARAMANIDIS K, ARAMPATZIS A. Altered control strategy between leading and trailing leg increases knee adduction moment in the elderly while descending stairs. J Biomech. 2011;44(4):706-711.[7] MCFADYEN BJ, WINTER DA. An integrated biomechanical analysis of normal stair ascent and descent. J Biomech. 1988;21(9):733-744.[8] 黄会欣,刘电芝. 姿势-认知双任务研究述评[J]. 心理科学进展, 2009, 17(2):294-298.[9] GALIT YS, HAUSDORFF JM, NIR G. The role of executive function and attention in gait. Mov Disord. 2010;23(3):329-342.[10] HASHISH R, TONEYBOLGER ME, SHARPE SS, et al. Texting during stair negotiation and implications for fall risk. Gait Posture. 2017;58:409.[11] KAO PC. Walking stability during cell phone use in healthy adults. Gait Posture. 2015.[12] 孙威,毛德伟,逄峰,等.太极拳和快走练习对老年女性平衡能力的影响[J]. 中国体育科技,2012,48(5): 75-80.[13] SONG Q, ZHOU J, SUN W, et al. Long-term Tai Chi exercise increases body stability of the elderly during stair ascent under high and low illumination. Sports Biomech. 2018;17:402-413.[14] SONG Q, TIAN X, WONG D, et al. Effects of Tai Chi Exercise on body stability among the elderly during stair descent under different levels of illumination. Res Sports Med. 2017;25(2):197-208.[15] ZHANG C, SUN W, SONG Q, et al. Performance of older adults under dual task during stair descent. J Exerc Sci Fit. 2018;16(3):99-105.[16] SINGHAL K, KIM J, CASEBOLT J, et al. Kinetic comparison of older men and women during walk-to-stair descent transition. Gait Posture. 2014; 40(4):600-604.[17] SONG Q, LI L, ZHANG C, et al. Long-term Tai Chi practitioners have superior body stability under dual task condition during stair ascent. Gait Posture. 2018;66:124.[18] BOSSE I, OBERL?NDER KD, SAVELBERG HH, et al. Dynamic stability control in younger and older adults during stair descent. Human Mov Sci. 2012;31(6):1560-1570.[19] 张帆,王长生,祝捷, 等. 上、下楼梯时认知任务介入对下肢协调性影响的研究[J]. 体育科学,2015,35(1):44-53.[20] STERGIOU N, JENSEN JL, BATES BT, et al. A dynamical systems investigation of lower extremity coordination during running over obstacles. Clinical Biomech. 2001;16(3):213-221.[21] 李世明,BHATT T. 人体动态稳定性理论及防跌倒扰动性训练进展[J]. 体育科学, 2011,31(4):67-74.[22] HOF AL, GAZENDAM MGJ, SINKE WE. The condition for dynamic stability. J Biomech. 2017;38(1):1-8.[23] 梁雷超,黄灵燕,伍勰,等.膝骨关节炎对女性老年人步行动态稳定性的影响[J]. 体育科学, 2016,36(3): 63-68.[24] MCANDREW YOUNG PM, DINGWELL JB. Voluntary changes in step width and step length during human walking affect dynamic margins of stability. Gait Posture. 2012;36(2):219-224.[25] WINTER DA. Foot trajectory in human gait: a precise and multifactorial motor control task. Phys Ther. 1992;72(1):45-53.[26] MCFADYEN BJ,WINTER DA. An integrated biomechanical analysis of normal stair ascent and descent. J Biomech. 1988; 21(9): 733.[27] BOONYONG S, SIU KC, VAN DONKELAAR P, et al. Development of postural control during gait in typically developing children: the effects of dual-task conditions. Gait Posture. 2012;35(3):428-434.[28] MAYVILLE JM, JANTZEN KJ, FUCHS A, et al. Cortical and subcortical networks underlying syncopated and synchronized coordination revealed using fMRI. Human Brain Mapp. 2017;17(4): 214-229.[29] REEVES ND, SPANJAARD M, MOHAGHEGHI AA, et al. Older adults employ alternative strategies to operate within their maximum capabilities when ascending stairs. J Electromyogr Kinesiol. 2009;19(2): e57-e68.[30] NOVAK AC,BROUWER B. Sagittal and frontal lower limb joint moments during stair ascent and descent in young and older adults. Gait Posture. 2011;33(1): 54-60.[31] VALLABHAJOSULA S, TAN CW, MUKHERJEE M, et al. Biomechanical Analyses of Stair-climbing while Dual-tasking. J Biomech. 2015;48(6): 921-929.[32] COLLETTE F, OLIVIER L, VAN DLM, et al. Involvement of both prefrontal and inferior parietal cortex in dual-task performance. Brain Res Cogn Brain Res. 2005;24(2):237-251.[33] LAJOIE Y, TEASDALE N, BARD C, et al. Attentional demands for static and dynamic equilibrium. Exp Brain Res. 1993;97(1):139-144.[34] REDFERN MS, JENNINGS JR, MARTIN C, et al. Attention influences sensory integration for postural control in older adults. Gait Posture. 2001;14(3):211-216.[35] LACOUR M, BERNARDDEMANZE L, DUMITRESCU M. Posture control, aging, and attention resources: models and posture-analysis methods. Neurophysiol Clin. 2008;38(6):411-421.

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