1 UVOD
Kakovost in natančnost gibanja med pokončno stojo in
različnimi telesnimi držami je odvisna od sposobnosti
človekovega telesa ohranjati ravnotežen položaj. Ravno-
težje je nenehno izzvano, saj na telo vplivajo predvidene
in nepredvidene motnje iz zunanjega okolja. Hkrati pa
na ravnotežje vplivajo tudi notranji dejavniki, kot so
utrujenost, morebitne poškodbe ali kronične bolezni,
ki spremenijo stanje senzorično-motoričnega sistema.
Dejstvo je, da smo ljudje nestabilen sistem, zato nenehno
potrebujemo nadzor nad ravnotežjem in stojo [19]. Nad-
zor ravnotežja in pokončne stoje je zapleten proces, ki
izvira iz centralnega živčnega sistema, vsebuje aktivnost
mišic, porazdeljenih po vsem telesu, in uporablja senzo-
motorične informacije, ki jih priskrbijo vizualni, soma-
tosenzorični in vestibularni sistemi [4]. Analiza mirne
pokončne stoje je lahko pomemben kazalec učinkovitosti
delovanja posameznega podsistema nadzora ravnotežja
in stoje [17]. Sposobnost ohranjanja ravnotežja in mirne
pokončne stoje skušamo meriti na različne načine ter
s tem spremljati napredek ali primanjkljaj, ki sta lahko
posledica vadbe ali različnih poškodb ter bolezni.
Večina dosedanjih študij vzdrževanja ravnotežja in
pokončne stoje je bila usmerjena v raziskave mehaniz-
mov delovanja posameznih podsistemov za nadzor drže
[2], [3], [16]. Osrednja tema raziskav je bila oprede-
litev strategij vodenja centralnega živčnega sistema z
8 BABIČ, ŠKORJA
opazovanjem kinematičnih in kinetičnih parametrov ter
mišičnih sinergij med mirnim in motenim vzdrževanjem
ravnotežja in pokončne stoje [10]. Učinkovit ekspe-
rimentalni pristop za razumevanje delovanja živčnega
nadzora drže dosežemo z vsiljeno motnjo ravnotežja in
z opazovanjem vedenjskih reakcij na te motnje. Najpo-
gostejši način realizacije motnje ravnotežja pri pokončni
stoji je s spodrsavanjem, nagibanjem, pospeševanjem ali
zaviranjem podporne površine. Dosežki takšnih raziskav
so pripomogli k razumevanju večsklepne koordinacije
in medsebojnega senzoričnega delovanja motoričnega
sistema [9].
Nashner et al. [16] so prvi opisali sinergijo mišic
kot stereotipne mišične odzive, ki so posledica reakcij
na translacijo in rotacijo podporne površine. Ugotovili
so, da je pri ekstenziji kolena zaradi motnje podporne
podlage aktivnost mišic spodnje ekstremitete minimalna,
čeprav pride do natega. Posledično se na motnjo odzove
tista mišica, ki je udeležena pri vzdrževanju ravno-
težja. Odzivi mišic na motnjo so sproženi s somato-
senzoričnimi informacijami [11]. Raziskovalci so tudi
pokazali [13], [5], da pri večanju frekvence motnje
podporne površine v antero-posteriorni smeri postane
gibanje telesa večsegmentno, kar zbuja občutek, da so
za takšno motnjo ubrane drugačne strategije vzdrževanja
ravnotežja kot pri enosmerni motnji. Diener et al. [7]
so raziskovali strategije vzdrževanja ravnotežja pri višjih
frekvencah motnje podporne površine. Pokazali so, da je
odmik glave od ravnovesne lege manjši kot odmik boka,
kar nakazuje, da je vzdrževanje ravnotežja težišča glave
in trupa doseženo z različnimi strategijami. Poskusi [6],
[8], [14] so pokazali, da so mišični in biomehanski
odzivi na strategijo vzdrževanja ravnotežja občutljivi
na smer motnje podporne površine. In ker je znano,
da sklepni receptorji in vestibularni aparat priskrbijo
informacijo o smeri motnje [18], je pomembno, da
raziščemo lastnosti vzdrževanja ravnotežja za različne
smeri motnje.
Namen naše študije je analiza odzivov mišično-
skeletnega sistema na vzdrževanje ravnotežja pri po-
končni stoji z motnjami podporne površine. Uporabili
smo nadgrajen eksperimentalni pristop v primerjavi s
tradicionalnimi metodami v prejšnjih študijah [6], [13],
[8], [15], [1], kjer so osebe stale pokončno na premični
podporni površini, podporna površina pod stopali oseb
pa je naključno motila ravnotežje z rotacijo okoli po-
ljubne osi in translacijo v horizontalni ravnini. V našem
eksperimentu smo za premično podporno površino upo-
rabili Stewartov paralelni robotski mehanizem. Na vrh
mehanizma oziroma platforme smo pritrdili pritiskovno
ploščo, ki je preizkušancem omogočala aktivno vodenje
orientacije platforme s spreminjanjem položaja projek-
cije težišča. Pravzaprav so mišični odzivi preizkušancev
odpravili motnjo v ravnotežju. V primerjavi s prejšnjimi
študijami, kjer preizkušanci niso imeli možnosti aktiv-
nega spreminjanja položaja podporne površine in kjer
180°
90°
0°
Slika 1: Položaj A: začetni položaj brez motnje podporne
površine. Položaj B: korekcija ravnotežja kot odziv na motnjo
v smeri 180°. Položaj C: korekcija ravnotežja kot odziv na
motnjo v smeri 0°. Položaj D: korekcija ravnotežja kot odziv
na motnjo v smeri 90°.
so mišične aktivnosti pomenile izometrično kontrakcijo,
temelji naš prispevek na mišičnih aktivnostih, ki pripo-
morejo h kompenzaciji motnje v ravnotežju in so boljša
primerjava vzdrževanja ravnotežja v realnih življenjskih
razmerah.
2 METODOLOGIJA
2.1 Preizkušanci
V raziskavi je sodelovalo deset oseb moškega spola
brez okvar gibalnega sistema. Povprečna starost udele-
žencev je bila 27±3 leta, s povprečno maso 82±6 kg
in povprečno višino 175±5 cm. Vsi preiskovanci so bili
seznanjeni s potekom poskusa, nalogami, ki so jih morali
opraviti ter pripravah in načinu merjenja. Raziskavo je
odobrila Državna komisija za medicinsko etiko.
2.2 Eksperimentalno okolje
Za generiranje motnje v ravnotežju osebe smo upo-
rabili nagibno ploščad. Nagibna ploščad je Stewartov
paralelni robotski mehanizem s tremi prostostnimi sto-
pnjami, ki omogoča rotacije podporne površine okoli
treh osi koordinatnega sistema na vrhu ploščadi (slika 1).
Motnjo v ravnotežju oseb je predstavljala rotacija pod-
porne površine v antero-posteriorni (A/P) smeri, medio-
lateralni (M/L) smeri in kombinaciji obeh. Motnja je
imela konstanten nagib 8,5° s kotno hitrostjo 50°/s in
se je naključno generirala v 16 različnih smereh okoli
ANALIZA ODZIVOV MIŠIČNO-SKELETNEGA SISTEMA NA MOTNJE RAVNOTEŽJA PRI POKONČNI STOJI 9
navpične osi. Iz pogleda od zgoraj na podporno površino
je pomenila motnja v smeri 0° in 180° čisti A/P naklon
ploščadi, motnja v smeri 90° in 270° pa čisti M/L naklon
ploščadi. Motnja v preostalih 12 smereh pa je pomenila
naklon ploščadi v kombinirani ravnini A/P in M/L, kjer
so bile posamezne smeri motnje med seboj ločene za
22,5°. Na vrhu nagibne ploščadi je bila pritrjena priti-
skovna plošča, s katero smo med poskusom merili polo-
žaj projekcije težišča oseb. Podatek o položaju projekcije
težišča smo uporabili za povratnozančno vodenje na-
gibne ploščadi oziroma za vodenje orientacije podporne
površine v realnem času. Spremembo mišičnih aktivnosti
zaradi vzdrževanja ravnotežja med eksperimentom smo
merili z elektromiografom. Površinske elektrode EMG
smo namestili bilateralno na tibialis anterior (TA), vastus
lateralis (VAS), soleus (SOL) in paraspinalis (PARA). Za
merjenje kinematičnih parametrov smo uporabili optični
sistem za zajemanje gibanja s 6 kamerami, postavljenimi
okoli delovne površine, in namestili 10 pasivnih marker-
jev na kožo nad koščenimi deli ekstremitet. Markerje
smo postavili bilateralno na ramo, kolk, koleno, gleženj
in 5. metatarzalni sklep.
2.3 Potek eksperimenta
Pred začetkom poskusa smo preiskovancem najprej
namestili elektrode EMG. Za posamezne mišične sku-
pine smo določili maksimalno hoteno kontrakcijo (ang.
MVC - maximum voluntary contraction), ki so jo pre-
izkušanci izvedli z izometričnim upiranjem posamezne
mišice. Med poskusom so preizkušanci s prekrižanimi
rokami pokončno stali na pritiskovni plošči, pritrjeni na
vrh nagibne ploščadi, in z odmikom projekcije težišča
aktivno vodili orientacijo podporne površine. Stopala
so bila poravnana z vnaprej določenim razmikom in
se med poskusom niso premikala. Aktivnemu vodenju
orientacije podporne površine se je v naključni smeri
prištela motnja, ki je trajala 15 s. Preizkušancem smo
naročili, naj čim bolje ohranijo svoje ravnotežje. Ker je
bila višina nagibne ploščadi približno 70 cm od tal, smo
jo zaradi varnosti in z namenom, da bi zmanjšali strah
pred višino, ogradili z odrom. Poskus je za posameznega
preizkušanca trajal 240 s.
2.4 Obdelava podatkov
Pred uporabo podatkov za analizo smo signale EMG
usmerili, razdelili na 16 delov od začetka posamezne
motnje do njenega upada in sortirali glede na smer
motnje od 0° do 360° v smeri ure. V časovnem intervalu
od 0 s do 5 s, ko motnje ni bilo, smo za vsak del
razdeljenega signala izračunali povprečno vrednost in to
vrednost odšteli od preostalega signala. Dobljeni signal
smo normirali z MVC-vrednostjo. EMG normalizirano
površino mišične aktivnosti smo izračunali z uporabo
trapeznega integrala (enačba 1) na določenem časovnem
intervalu (t1, t2), povezanim z miotatičnim refleksom
(45 ms - 80 ms od trenutka motnje), proprioceptivnom
Tibialis anterior miotatični refleks 45-80 ms
Slika 2: Polarni diagrami povprečne vrednosti površine pod
normalizirano EMG-aktivnostjo in standardna deviacija (črt-
kana črta) mišice tibialis anterior za 10 preizkušancev. Odzivi
prikazujejo meritve pri motnji podporne površine v 16 raz-
ličnih smereh med miotatičnim (45 ms) in proprioceptivnim
refleksom (80 - 120 ms) ter med vizualnim zaznavanjem (150
- 180 ms).
refleksom (80 ms - 120 ms) in vizualnim zaznavanjem
(150 ms - 180 ms) [12].
misicna aktivnost =
1
MVC
100%
∫ t2
t1
EMGdt (1)
Za 10 serij obdelanih meritev smo izračunali povprečno
vrednost in standardno deviacijo EMG normirane po-
vršine v smeri posamezne motnje. Končno obdelane
signale smo predstavili s polarnimi diagrami (slike od 2
do 5), ki so pomenili odvisnost EMG normalizirane po-
vršine od smeri motnje. Podatek o projekciji težišča smo
dobili iz pritiskovne plošče. Filtriran signal o poziciji
projekcije težišča smo razdelili na 16 delov od trenutka
motnje do njenega upada in ga sortirali glede na smer
motnje od 0° do 360° v smeri ure. V intervalu brez
motnje smo posameznemu delu signala določili srednjo
vrednost in jo odšteli od največje vrednosti preostalega
signala. Tako dobljen podatek je pomenil maksimalen
odmik projekcije težišča v smeri motnje.
3 REZULTATI
Rezultate smo prikazali s polarnimi diagrami, kjer je
radij diagrama srednja vrednost s standardno deviacijo
10 BABIČ, ŠKORJA
Tibialis anterior %MVCms Soleus %MVCms
Smer motnje Anteriorna Posteriorna Medialna Lateralna Anteriorna Posteriorna Medialna Lateralna
Miotatični refleks 26 15 13 13 130 120 120 120
Proprioceptivni refleks 15 22 12 12 120 170 120 120
Vizualno zaznavanje 19 20 12 12 100 160 110 110
Paraspinalis %MVCms Vastus lateralis %MVCms
Smer motnje Anteriorna Posteriorna Medialna Lateralna Anteriorna Posteriorna Medialna Lateralna
Miotatični refleks 120 80 80 80 200 110 110 110
Proprioceptivni refleks 80 120 80 80 180 200 110 110
Vizualno zaznavanje 80 40 80 80 200 160 110 110
Tabela 1: Podatki o normiranih mišičnih aktivnostih v antero-posteriorni in medio-lateralni smeri motnje
normalizirane površine mišičnih aktivnosti štirih mišič-
nih skupin, za leve in desne mišice, v odvisnosti od smeri
motnje, med miotatičnim in proprioceptivnim refleksom
ter med vizualnim zaznavanjem. Polarni diagram smo
uporabili tudi za prikaz maksimalnega odmika projekcije
težišča v smeri motnje. Celotni odzivi telesa na motnje
podporne površine v različnih smereh so bili stereotipni
in odvisni od smeri, ker je motnja povzročila odmik
segmentov telesa v prvih 180 ms od trenutka motnje.
Vzdrževanje ravnotežja je v trenutku motnje pomenilo
večsegmentno in podzavestno aktivnost mišic z zakasni-
tvijo med 100 in 150 ms. Odmik telesa v smeri A/P
je nastal prej kot v smeri M/L, prav tako je prej nastal
popravek ravnotežja v smeri A/P kot v smeri M/L.
Soleus miotatični refleks 45-80 ms
Soleus proprioceptivni refleks 80-120 ms
Slika 3: Polarni diagrami za mišico soleus. Za detajlni opis
diagrama glej sliko 2.
Površina aktivnosti mišice tibialis anterior v medio-
lateralni smeri prikazuje konstantno vrednost 13% MV-
Cms za celoten čas meritev (tabela 1, slika 2). Ob
nastopu miotatičnega refleksa, skoraj 45 ms od trenutka
motnje, je povečana aktivnost v anteriorni smeri z vre-
dnostjo 26% MVCms. V posteriorni smeri je aktivnost
konstantna z vrednostjo 15% MVCms. V času pro-
prioceptivnega refleksa od 80 ms do 120 ms nastane
povečana mišična aktivnost pri posteriorni smeri motnje
med približno 150° in 210°, z maksimalno aktivnostjo
usmerjeno proti 180°, z vrednostjo 22% MVCms.
Paraspinalis miotatični refleks 45-80 ms
Slika 4: Polarni diagrami za mišico paraspinalis. Za detajlni
opis diagrama glej sliko 2.
S slike 3 je razvidno, da je površina aktivnosti mi-
šice soleus enakomerno porazdeljena pri vseh smereh
motnje. Povprečna aktivnost mišice v smeri M/L ima
vrednost 120% MVCms. V času miotatičnega refleksa
je vrednost aktivnosti mišice pri smeri 315° in pri smeri
45°, za levo in desno mišico, enaka 150% MVCms.
V smeri A/P je aktivnost mišice v povprečju 100%
MVCms (tabela 1). Pri proprioceptivnem refleksu je
ANALIZA ODZIVOV MIŠIČNO-SKELETNEGA SISTEMA NA MOTNJE RAVNOTEŽJA PRI POKONČNI STOJI 11
povečana aktivnost mišice pri posteriorni smeri motnje,
s povprečno aktivnostjo 150% MVCms in maksimalno
mišično aktivnostjo pri smeri 135° in 200° za levo in
desno mišico, s površino aktivnosti 190% MVCms.
Pri miotatičnem refleksu paraspinalne mišice je po-
večana aktivnost pri anteriorni smeri motnje, pri smeri
45° za levo mišico in 315° za desno (slika 4). Aktivnost
pri tem refleksu je 150% MVCms. Posteriorna smer
motnje zmanjša aktivnost mišice na 90% MVCms. V
času vizualnega zaznavanja je njena aktivnost manjša od
aktivnosti mišice pri proprioceptivnem refleksu in znaša
70% MVCms. Prav tako se aktivnost v anteriorni smeri
motnje zmanjša na vrednost 30% MVCms.
Vastus lateralis miotatični refleks 45-80 ms
Slika 5: Polarni diagrami za mišico vastus lateralis. Za detajlni
opis diagrama glej sliko 2.
V anteriorni smeri je v časovnem intervalu miota-
tičnega refleksa mišice vastus lateralis aktivnost mišice
200% MVCms (slika 5). Aktivnost pri posteriorni smeri
motnje je manjša in dosega vrednost 110% MVCms.
V času proprioceptivnega refleksa mišice je povečana
aktivnost pri posteriorni smeri motnje in znaša 200%
MVCms. Pri anteriorni smeri motnje ima vrednost 180%
MVCms. Vizualno zaznavanje povzroči večjo aktivnost
v anteriorni smeri z vrednostjo 200% MVCms, medtem
ko je v posteriorni smeri aktivnost mišice 160% MV-
Cms. M/L smer motnje povzroči konstantno aktivnost
mišice skozi celoten opazovani interval in za vse hitrosti
motnje (tabela 1). Aktivnost za levo mišico ima 100%
MVCms, za desno pa 150% MVCms.
Maksimalen odmik projekcije težišča smo opazovali
v intervalu od trenutka motnje do 3 s, za posamezno
smer motnje. Odmik projekcije težišča ima maksimalno
vrednost 0,07 m v smeri M/L, pri motnji podporne
površine v 90° in 270° smeri (slika 6). Manjši odmik
projekcije težišča je v smeri A/P z vrednostjo 0,03 m.
4 RAZPRAVA
Predhodne študije z uporabo motenj podporne površine
v različnih smereh so pokazale, da je aktivnost mišic, ki
sodelujejo pri vzdrževanju ravnotežja in pokončne stoje,
občutljiva na smer motnje [8]. Vendar v teh študijah ni
nazorno prikazanih in ločenih reakcijskih časov mišic,
da bi določili, kako motnja podporne površine v različ-
nih smereh vpliva na posamezen reakcijski čas mišic.
Leta 1998 sta Carpenter in Allum raziskala tudi takšen
primer [6]. Njihov poskus je pokazal, da so aktivnosti
mišic v zgodnejših reakcijskih časih (miotatični refleks
45 ms in proprioceptivni refleks v 80 ms) občutljive na
smer motnje podporne površine. Še več, nenadna aktiv-
nost mišice zaradi miotatičnega refleksa je občutljiva na
smer motnje drugače, kot aktivnost iste mišične skupine
pri proprioceptivnem refleksu.
Z našim poskusom smo nadgradili raziskave ome-
njenih avtorjev, kjer mišične aktivnosti preizkušancev
niso vplivale na gibanje podporne površine in so v gro-
bem pomenile izometrično kontrakcijo. Uporabili smo
isti koncept, vendar upoštevali možnost, da je oseba s
svojimi motorično-senzoričnimi sistemi lahko popravila
vsiljeno motnjo v ravnotežju. V primerjavi z rezultati
iz predhodne študije [6] so bile mišične aktivnosti med
miotatičnim in proprioceptivnim refleksom porazdeljene
v vseh smereh motnje podporne površine.
Aktivnost mišic tibialis anterior, soleus, paraspinalis
in vastus lateralis je bila v vseh primerih povečana v
anteriorni smeri v času miotatičnega refleksa (tabela 1).
Eden od vzrokov je vztrajnost telesa, ki se je upirala
spremembi lege težišča in težila k izhodiščnemu polo-
žaju, zato je povzročila naglo plantarno fleksijo stopala.
Senzorični sistem je ugotovil spremembo konfiguracije
telesa in aktiviral mišice, da so preprečile nadaljnjo
rotacijo v gležnju. Miotatični refleks je najprej povzročil
ekscentrično kontrakcijo mišice tibialis anterior v smeri
Slika 6: Maksimalni odmik projekcije težišča v smeri motnje
12 BABIČ, ŠKORJA
motnje, da je zavrl plantarno fleksijo stopala, nato pa
koncentrično kontrakcijo mišice, da je stopalo spreme-
nilo smer proti dorzalni fleksiji. Aktivnost mišice soleus
v 45 ms je bila povečana v smeri motnje, ker je rabila
za stabilizacijo gležnja pri kokontrakciji z mišico tibialis
anterior. Medtem ko je bila golen v času od 45 ms do 80
ms pod nadzorom, je bil preostali del telesa še vedno pod
vplivom vztrajnosti, zato je postalo koleno nestabilen
sklep, stegnenica pa je zarotirala v nasprotni smeri ure in
povzročila fleksijo kolenskega sklepa. Aktivnost mišice
VAS je zaustavila fleksijo kolena in pozneje povzročila
ekstenzijo kolenskega sklepa. V času prispevka vizual-
nega receptorja (od 150 ms do 180 ms) je bila aktivnost
mišice paraspinalis ključnega pomena pri izravnavi trupa
(posledično tudi glave), zato so se pri motnji podporne
površine v anteriorni smeri najprej aktivirale trebušne
mišice. Pri nagibu v posteriorni smeri, so se aktivirale
izravnalke trupa, med katere spada mišica paraspinalis.
V primerjavi z rezultati raziskave [6] so bile v našem
primeru mišične aktivnosti izrazite v vseh smereh. Pred-
vsem je bila povečana aktivnost mišice soleus, kar lahko
pripišemo potrebi po koordinaciji aktivnosti spodnjih
ekstremitet z aktivnostjo trupa.
Maksimalni odmik projekcije težišča je bil večji v
smeri M/L (slika 6). Razlog je bila večja zmožnost
vzdrževanja ravnotežja v smeri A(P zaradi strategije
gležnja [19]. V smeri M/L je bil prispevek k vzdrževanju
ravnotežja usmerjen v aktivnost strategije kolka, sicer pa
ta v tej smeri ni prevladal zaradi nezmožnosti zadostnega
korektivnega navora v gležnju.