利用超声时谐弹性成像和张力振动反射技术进行肌肉激活评估

《Journal of Biomechanics》：Muscle activation assessment using ultrasound time-harmonic elastography and tonic vibration reflex

　　侯赛因·S·阿加米里（Hossein S. Aghamiry）| 汤姆·迈耶（Tom Meyer）| 斯特凡·克莱默·昌迪亚（Stefan Klemmer Chandía）| 帕斯卡尔·恩格尔（Pascal Engl）| 贾科莫·瓦利（Giacomo Valli）| 吴彦雷（Yanglei Wu）| 爱德华·库尔茨（Eduard Kurz）| 雷内·施韦西格（René Schwesig）| 托马斯·巴特尔斯（Thomas Bartels）| 海科·切奇施（Heiko Tzsch?tzsch）| 郭静（Jing Guo）| 英戈尔夫·萨克（Ingolf Sack）
柏林夏里特大学医学院放射科，德国柏林10117

**摘要**
肌肉激活会通过弹性成像技术增加组织硬度。我们应用了时谐弹性成像（Time-Harmonic Elastography, THE）来研究股外侧肌（vastus lateralis）在被动紧张性振动反射（Tonic Vibration Reflex, TVR）和主动自愿收缩（Voluntary Contraction, VC）过程中的变化，以探讨TVR是否可以作为评估骨骼肌硬度的刺激方法。25名无症状志愿者（8名女性，平均年龄34±8岁）在三种不同VC负荷（15 N、22 N和37 N）下，以及在不同TVR刺激条件下（频率100 Hz，振幅200 μm和400 μm）接受了五次连续的THE检查。使用标准的逐线超声技术，THE获取了60 Hz、70 Hz和80 Hz频率的剪切波数据，采样率为100 Hz。剪切波速度（Shear Wave Speed, SWS）被用作肌肉硬度的代理指标，并进行了统计分析。结果显示，在15 N、22 N和37 N的VC负荷下，SWS从静息时的1.66±0.11 m/s显著增加至1.79±0.12 m/s、1.93±0.13 m/s和2.16±0.12 m/s（p<0.001）。在TVR激活过程中，低振幅（200 μm）和中振幅（400 μm）下也观察到了类似的效果（p<0.001）。中振幅TVR引起的SWS增加与37 N VC负荷下的增加相关（r=0.67，p<0.001）。在100 Hz振动频率和中振幅下，TVR引起的硬度变化可能成为评估无症状个体肌肉功能硬度的更客观方法。然而，将TVR-THE作为标准化工具在临床应用仍需进一步评估。

**1. 引言**
肌肉激活表现为运动单位的招募和放电率的调节，这会导致横桥的形成和力量的产生，在等长条件下会导致组织硬度增加（Fung, 2013; Hug et al., 2015）。组织硬度可以通过基于MRI的弹性成像（Sack, 2023）或医用超声（Tzsch?tzsch et al., 2024）进行无创测量。基于超声的弹性成像能够提供实时反馈，这对肌肉功能测试特别有益（Catheline et al., 2004; Deffieux et al., 2008; Gennisson et al., 2010; Parker et al., 2010; Eby et al., 2013; Doyley and Parker, 2014）。声辐射力脉冲（Acoustic Radiation Force Impulse, ARFI）弹性成像技术也有潜力量化骨骼肌功能（Hall et al., 2013; Song et al., 2013）。然而，ARFI测量具有空间局限性和短暂性，限制了在整个肌肉收缩过程中的全面覆盖和时间跟踪。相比之下，时谐弹性成像（THE）可以在单次扫描中生成整个肌肉横截面的连续全场硬度图（Yang et al., 2024），更适合监测持续激活或协同激活过程中的动态硬度变化。THE利用连续的谐波振动（20–80 Hz）来诱导剪切波。通过传统的逐线超声扫描仪和频闪采样技术处理混叠振荡，THE生成高分辨率的剪切波速度（SWS）图，作为组织硬度的替代指标（Meyer et al., 2024）。在线性、各向同性和近乎不可压缩介质的假设下，SWS与剪切模量的平方根成正比，因此更快的波传播表明组织更硬（Fung, 2013）。这种方法使用传统的逐线超声设备，为全场硬度评估提供了一种经济高效且多功能的解决方案。

功能肌肉弹性成像的一个关键挑战是需要一个可重复且客观的激活刺激。目前的标准方法——自愿收缩（VC）具有主观性，并且容易受到短期力量波动的影响，从而限制了不同个体和不同测试之间的测量一致性（Kelly et al., 2018）。紧张性振动反射（TVR）由于持续的机械振动导致肌肉不自主收缩。TVR通过反复激活肌肉Ia传入纤维来增强本体感觉，促进运动控制，并调节肌肉张力，有望改善神经肌肉功能和康复效果（Eklund and Hagbarth, 1966; Burke et al., 1972; Marín and Rhea, 2010）。先前的研究证实，TVR受振动频率、强度和神经肌肉兴奋性的影响（Martin & Park, 1997）。较低频率（约15–35 Hz）已被证明可以诱导肌肉激活，尤其是在全身振动（Whole-Body Vibration, WBV）期间（Zaidell et al., 2013）。WBV研究表明，30–50 Hz的频率范围能有效最大化四肢肌肉的反射性激活（Marín & Rhea, 2010），而较高频率（约50–150 Hz）在应用于肌腱或肌肉时能引起强烈的TVR（Eklund and Hagbarth, 1966; Poenaru et al., 2016）。数十赫兹范围内的局部肌肉振动可以直接通过传播的机械波刺激肌肉纤维（Guang et al., 2018）。一般来说，引发TVR的最佳频率因肌肉类型而异，取决于刺激方法、频率、振幅和肌肉大小（Poenaru et al., 2016）。

与TVR不同，主动肌肉收缩（如肌肉功能测试中的自愿收缩）涉及对外部负荷的主动力量产生（Brandenburg et al., 2014）。在这种情况下，VC力量可以由主动肌或拮抗肌直接或间接产生。在关节运动中同时激活主动肌和拮抗肌会限制关节活动并增加硬度。然而，VC具有主观性，并会引起短期力量波动，从而影响弹性成像中肌肉功能测试的一致性（Yang et al., 2024）。尽管TVR提供了更标准化的刺激方案，但其生理效应仍不清楚。例如，实际诱发的肌肉激活程度不确定，可能因个体差异（如肢体大小和组织组成）而异。

股外侧肌（vastus lateralis, VL）作为股四头肌的一部分，由于其表浅的位置、相对均匀的纤维排列以及在膝关节伸展中的核心作用，非常适合进行肌肉功能测试（Blazevich et al., 2006）。VL在姿势控制和下肢功能任务（包括爬楼梯、从椅子上起身和行走）中起重要作用，其功能障碍在从肌肉减少症到中风康复的各种情况下都具有临床意义（Yang et al., 2016; Ticinesi et al., 2018）。其易于声学访问的特点使其成为TVR-THE初步评估的理想模型。VL的硬度与肌肉功能状态（疲劳、力量）和收缩过程中的功能变化相关（Xu et al., 2018; Tang et al., 2020）。为了推进肌肉功能测试，本研究引入TVR作为骨骼肌弹性成像的客观刺激方法。虽然弹性成像中的机械振动在刺激TVR中的作用尚未得到充分探索，但THE使用的谐波振动被认为低于能显著引发TVR的振幅和频率阈值。为了引发TVR，将100 Hz的谐波振动施加在髌腱上，振幅足够高以刺激肌肉激活。为防止干扰SWS测量，扫描仪的采样率与TVR振动同步。

**2. 材料与方法**
2.1. 受试者
本研究共纳入25名无症状志愿者（17名男性，8名女性；平均年龄34±8岁；体质指数BMI：23.4±2.9 kg/m2），均无已知的肌肉骨骼损伤或神经肌肉疾病。志愿者还需确认在测量前24小时内未进行任何剧烈体力活动。其中20名志愿者的主要研究腿部为右侧VL。该研究获得了我们机构审查委员会的批准（EA编号：EA4/040/22），所有参与者在研究前均签署了知情同意书。
2.2. 实验设置和研究方案
参与者在右侧VL接受了六种条件下的THE检测：（1）静息状态；（2–4）三种VC负荷水平；（5–6）两种TVR刺激水平。每次40秒的测量间隔2分钟休息时间，以减少疲劳或适应。受试者坐直，膝关节固定于90°屈曲位置（图1a）。弹性带将超声探头固定在大腿中部，确保接触和定位准确；THE驱动器是一种定制的3D打印半圆柱形结构，连接到标准低音振动器（Sinustec ST-BS 250），位于大腿下方（图1a和1b）。THE测量在近端和远端肌腱连接处距离的70%位置进行。对于VC，分别在踝关节施加三种外部负荷（15 N、22 N和37 N）。这些负荷值是通过在踝关节连接的绳子上使用力计（Pesola 80049）精确测量的，考虑了摩擦和其他阻尼效应。这些负荷的选择基于在设置设计阶段观察到的SWS值，与某位志愿者在TVR过程中的SWS值相当。在我们的设置中，VC负荷未根据每个参与者的最大自愿收缩（MVC）进行标准化，这可能会引入个体间的相对激活强度差异。这种设计是为了在这项可行性研究中直接比较固定外部负荷和固定TVR参数。参与者被指示在扫描过程中抵抗任何负荷引起的膝关节屈曲。TVR-THE在静息状态下进行，同时使用普通激励器扬声器（Sinustec St-Bs 250低音振动器）对髌腱施加100 Hz的连续振动，以诱发VL的不自主收缩。选择的振动频率为100 Hz，峰对峰位移振幅分别为200 μm和400 μm（使用激光干涉仪Sick OD 5000 C30W05测量）。据报道，100 Hz的局部肌腱振动可以激活肌肉Ia传入纤维并引起健康成人的不自主收缩（Eklund and Hagbarth, 1966; Poenaru et al., 2016）。虽然最佳TVR频率因肌肉和个体而异，但100 Hz在生理有效性和技术可行性之间取得了平衡。在100 Hz的扫描仪采样率下，TVR信号每个采样间隔完成一个完整周期，并混叠为0 Hz（直流）。这一直流分量位于所有THE分析频带（60、70和80 Hz）之外，确保了TVR引起的组织运动与THE测量之间的频谱分离。这一假设在附录B的假体研究中通过相同硬件配置进行了实验验证，包括有TVR刺激和无TVR刺激的情况。该测试的目的是确认体内观察到的SWS变化是由肌肉激活引起的，而非TVR相关的采集过程变化或THE分析频带的频谱污染。所有25名参与者在40秒的测量期间均未出现疼痛、不适或不良事件，每次试验前后均通过口头反馈确认。

**3. 结果**
TVR作为弹性成像中的肌肉激活方法进行了评估。将TVR期间的硬度变化与已建立的VC进行比较，可能提供一种易于使用且客观的方法来评估临床环境下的骨骼肌功能。我们假设TVR可以像主观自愿负荷一样一致地引起肌肉硬度变化，从而证明基于反射的刺激方法在肌肉功能测试中的实用性。在TVR测量中，使用了平均SWS稳定平台期8秒的数据，因为可靠的反射测量需要一个预激活期。感兴趣区域（ROIs）是手动在均匀的腓腹肌（VL）区域内定义的，以避免肌肉边界以最小化边缘效应。ROI的尺寸大约在横向为30-40毫米，深度为10-20毫米，根据每个参与者的腓腹肌大小和声学窗口进行调整。为了考虑TVR过程中的平面运动，应用了通过互相关的帧间刚性配准，并将结果平移应用于所有记录的帧中的ROI。固定探头的弹性带确保了在每个参与者内部不同条件下的探头位置一致性。为了确保信号质量，从最终图中排除了z分数低于3的空间点的SWS值。z分数表示频谱峰的锐度，它是从每个位置的时间傅里叶谱计算得出的，然后取平均值。这种过滤去除了最终SWS时间平均值中的低质量像素。

2.4. 数据处理
如图2所示，获取的RF数据通过以下步骤转换为SWS图：位移估计、频率重新对齐、谐波成分分离、方向过滤和SWS重建。详细描述见附录A。
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图2. 两种肌肉硬度条件下的处理工作流程（右侧分别标记为Soft和Stiff）。(a) 腓腹肌的B模式超声图像。(b) 来自Kasai自相关算法的轴向组织位移（红色箭头），叠加在B模式上。(c) 经SVD去噪、重新对齐、抗混叠校正和带通滤波后的信号，在60、70和80赫兹频率下产生复数单色波场。(d) 朝向垂直方向传播的定向过滤剪切波（↑,↓）。(e) 请注意，只有与位移估计方向对应的垂直传播的波成分被用作多频k-MDEV反演的输入，以重建SWS图。示例SWS图（彩色斑块）显示了一名志愿者在基线和TVR期间腓腹肌软化（较低硬度，顶部行）和硬化（较高硬度，底部行）的情况。（关于此图例中颜色的解释，请参阅本文的网络版本。）

2.5. 统计分析
统计分析包括参数和非参数测试，以确保结果的稳健性。使用Shapiro-Wilk检验和Mauchly检验分别评估正态性和球形性，在需要时应用Greenhouse-Geisser校正。重复测量方差分析（ANOVA）和Friedman检验评估不同条件下的总体差异（休息、15牛顿（N）振动（VC）22牛顿、37牛顿、200微米（μm）TVR和400微米TVR）。使用配对t检验和适当的Bonferroni校正进行事后成对比较。皮尔逊相关性（Pearson correlation）评估了中等和高强度下VC和TVR硬度之间的关系。通过BMI、性别、年龄和腿部主导性进行亚组分析，使用混合模型ANOVA或非参数等效方法（Kruskal-Wallis和Mann-Whitney U检验）。所有检验均为双侧（α=0.05），效应量以Cohen的d值报告（小：0.2，中等：0.5，大：0.8，非常大：2.0）（Cohen, 2013, Sawilowsky, 2009）。

3. 结果
3.1. TVR刺激期间的时间分辨SWS和B模式变化
图3展示了在400微米TVR刺激期间一名代表性志愿者的数据，详细显示了肌肉SWS和B模式超声外观的时间变化。图3a显示了选定ROI内的平均SWS随时间的变化（在e-g面板中用虚线勾勒），阴影区域表示标准差。SWS最初保持稳定，然后在TVR开始后约10-15秒急剧增加，表明反射引起的硬化具有延迟。

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图3. 代表性志愿者对TVR刺激的腓腹肌的时间和空间响应。(a) 在40秒TVR刺激期间选定ROI内的平均SWS时间过程，中等幅度（400微米），阴影区域表示标准差。(b-d) 在0.5秒（基线）、15秒（收缩开始时）和27秒（持续收缩）的B模式超声图像。每个时间点的肌肉边界和明显纤维用黄色标记，而基线（0.5秒，b面板）的纤维用半透明蓝色叠加在b-d面板上。黄色和蓝色重叠的区域显示为绿色；原始颜色的非重叠区域揭示了相对于基线的运动。(e-g) 在0.5秒、15秒和27秒时对应的空间分辨SWS图。ROI内的硬度增加（SWS升高），由虚线勾勒，与B模式中可视化的肌肉收缩相关。（关于此图例中颜色的解释，请参阅本文的网络版本。）
相应的B模式图像在b-d面板中显示。肌肉边界和最明显的纤维用黄色标记。t=0.5秒的图像（图3b）以透明蓝色叠加在图3b-3d上。黄色和蓝色的重叠部分显示为绿色；运动通过原始颜色显示出来。在0.5秒（图3b）时，腓腹肌显示出休息形态。在15秒（图3c）时出现轻微的结构变化，在27秒（图3d）时变得更加明显，表明肌肉通过整体肌肉厚度减小、纤维缩短和纤维增厚而收缩。
图3e-3g显示了0.5秒、15秒和27秒的SWS图。在0.5秒（图3e）时，ROI内的SWS均匀较低，反映了放松的组织。在15秒（图3f）时，随着肌肉激活的开始，硬度增加，在27秒（图3g）时达到显著更高的值。

3.2. 不同条件下的SWS
在基线（休息）时，平均腓腹肌SWS为1.66 ± 0.11米/秒，第10百分位数（Q10）为1.57米/秒，第90百分位数（Q90）为1.76米/秒。由于VC或TVR，SWS随着肌肉激活而增加（表1）。
表1. 不同条件下的SWS总结。IDR= interdecile范围（Q10 – Q90）。
条件IDR（米/秒）平均 ± 标准差（米/秒）与休息时的变化（米/秒）增加百分比p值Cohen's d
基线（休息）1.57 – 1.761.66 ± 0.11————
VC 15牛顿1.63 – 1.891.79 ± 0.12+0.138<10-5
1.11
VC 22牛顿1.84 – 2.051.93 ± 0.13+0.2716<10-13
2.25
VC 37牛顿2.10 – 2.242.16 ± 0.12+0.4930<10-16
4.43
TVR 200微米1.84 – 2.001.93 ± 0.13+0.2717<10-9
2.27
TVR 400微米2.05 – 2.282.18 ± 0.14+0.5231<10-15
4.25
所有条件与休息的比较都产生了超过2.0的Cohen's d值，根据既定阈值（Sawilowsky, 2009）被归类为“非常大”，证实了THE对所有VC和TVR条件下与激活相关的硬度变化的强烈机械敏感性。
重复测量ANOVA显示条件对SWS有高度显著的影响（F5,120=99.12, p<0.001）。事后t检验和Wilcoxon符号秩检验确认所有VC和TVR条件都超过了基线SWS值（每次比较的p<0.001）。然而，22牛顿的VC与200微米幅度的TVR以及37牛顿的VC与400微米幅度的TVR之间没有显著差异，表明自愿和振动引起的收缩在中等和高强度下产生了等效的硬度变化。表1总结了SWS分布、效应量和相对于基线的p值。
请参见图4，它显示了不同条件下的SWS测量箱形图。个体受试者数据通过线条连接，清楚地显示了从休息条件到VC和TVR的硬度增加趋势。

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图4. 六种条件下的SWS值群体统计图（休息、VC 15牛顿、VC 22牛顿、VC 37牛顿、TVR 200微米、TVR 400微米）。连接线代表个体受试者的轨迹。注意VC 22牛顿和TVR 200微米之间的相似值，以及VC 37牛顿和TVR 400微米之间的相似值。

3.3. VC和TVR之间的相关性分析
接下来，我们检查了较高的VC SWS值是否与较高的TVR SWS相关。确实，对于高强度条件（VC 37牛顿与TVR 400微米），观察到了显著的相关性（r=0.67, p<0.001），表明在VC下SWS较高的参与者在TVR下也倾向于表现出较高的SWS。这种关系在图4和5a中有所体现。相比之下，在中等强度条件下（VC 22牛顿与TVR 200微米），没有发现显著相关性（r=0.30, p=0.145；图5b）。这可能反映了在较低刺激强度下个体间反射招募阈值的差异：个体在肌梭敏感性、基线神经肌肉兴奋性和振动器与肌梭之间的机械耦合方面存在差异。同样，固定的（非MVC标准化的）VC负荷也导致了受试者之间相对激活水平的变异性。在较高强度下，这些差异似乎被更强的Ia传入驱动所克服，解释了在400微米和37牛顿时响应的收敛。

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图5. TVR和VC条件下的SWS测量散点图。(a) VC 37牛顿与TVR 400微米；(b) VC 22牛顿与TVR 200微米。在(a)面板中观察到明显的相关性。蓝线代表普通最小二乘（OLS）拟合，阴影区域表示95%置信区间（CI）。（关于此图例中颜色的解释，请参阅本文的网络版本。）

3.4. 亚组分析
为了评估人口统计和生理因素对硬度的影响，对BMI、性别、年龄和腿部主导性进行了亚组分析。BMI分析显示，体重不足的参与者基线SWS较低，但在高力/振动下的增加相似或更大，而超重的参与者基线SWS值较高，但SWS变化相似。在基线或激活SWS中没有发现显著的性别差异，表明硬度的增加取决于收缩强度。老年人表现出略高的基线硬度，但在峰值负荷下达到了可比的SWS。腿部主导性在基线或激活SWS方面没有差异，表明对相同负荷或振动的反应相似。总体而言，这些亚组之间在基线SWS或硬度变化幅度方面没有显著差异（p>0.05）。然而，这些发现受到亚组规模较小的限制。表2总结了这些比较的结果，包括在VC（37牛顿）或TVR（400微米）下的休息和峰值激活。

4. 讨论
本研究证明了TVR使用THE评估腓腹肌功能的有效性。据我们所知，我们的研究首次表明TVR增加了骨骼肌的硬度，类似于自愿收缩。400微米幅度的TVR导致的SWS增加了约30%（此处用作肌肉硬度的替代指标），与37牛顿的VC相比。这支持了我们的假设，即TVR是一种可靠的、客观的肌肉激活方法，克服了自愿努力的主观性。
已知TVR是由肌梭Ia传入激活介导的，导致非自愿的运动单位招募（Romaiguère等人，1993年）。虽然之前的工作讨论了TVR的变化作为刺激参数的函数（Eklund & Hagbarth，1966年）并探讨了神经机械机制，如肌肉波（Guang等人，2018年）和频率依赖的同步（Martin & Park，1997年），但我们的研究直接使用非侵入性的THE量化了机械特性的变化。我们选择了100赫兹的TVR频率，首先，这种刺激已被证明可以引发肌肉激活（Eklund和Hagbarth，1966年，Poenaru等人，2016年），其次，这个频率可以与我们的THE扫描器的帧率很好地同步。我们观察到较高振动幅度增加了硬度，这与已知的TVR剂量-反应关系一致（Eklund & Hagbarth，1966年）。THE允许在腓腹肌上进行时间分辨的SWS映射，揭示了反射激活的动态。图4显示了TVR期间SWS的逐步增加，这与B模式成像上可见的形态变化（纤维缩短、组织变薄）相关。这种动态-空间SWS捕捉是THE相对于传统弹性成像方法的优势，最近在评估骨骼肌在持续收缩和恢复期间的硬度时也得到了证明（Yang等人，2024年）。
TVR开始和可测量SWS增加之间的10-15秒延迟反映了反射弧激活的动态。肌梭Ia传入对持续肌腱振动的响应是通过高频发射来实现的，这驱动了α运动神经元的兴奋。兴奋性突触后电位在运动神经元池中逐渐积累，运动单位招募在脊髓上γ环调节下逐步建立。这些过程延迟了净肌肉力的发展，因此延迟了可测量的SWS变化（Eklund和Hagbarth，1966年，Romaiguère等人，1993年，Martin和Park，1997年）。沿着髌腱的传输延迟进一步加剧了起始延迟。实际上，这个延迟设置了一个最小的预激活期：至少需要15秒的TVR刺激才能在弹性成像测量窗口之前，以确保SWS值反映的是稳定的激活组织状态，而不是过渡招募阶段。我们的研究方案在潜伏期后设置了8秒的稳定平台窗口，用于定量分析，以准确捕捉这一稳态阶段。观察到的SWS（剪切波振幅）在TVR（振动传递率）过程中的增加反映了至少三种相互重叠的机制，而这些机制是单独使用弹性成像技术无法区分的。首先，神经激活：由重复的Ia型传入神经冲动驱动的进行性运动单位募集增加了活性纤维的张力，这是收缩期间刚度的主要贡献因素（Hug等人，2015年）。其次，结构变化：肌肉纤维的缩短和增厚改变了羽状角和肌肉形态（如图3b–3d所示），从而改变了剪切波传播的机械条件（Gennisson等人，2010年；Ngo等人，2022年）。第三，被动材料效应：持续振动可能通过触变现象或局部加热改变组织的粘弹性特性，这与运动单位的活动无关（Axelson和Hagbarth，2001年；Stubbs等人，2018年）。由于SWS将这三种效应综合为一个单一数值，要区分它们需要同时进行肌电图（EMG）检测、肌束追踪和计算建模。这仍然是未来研究需要解决的问题。

在VC（自愿收缩）期间的刚度（37牛顿）与TVR（400微米）之间存在中等程度的正相关，这表明在较高强度下，自愿激活能力和反射反应性之间存在关联。然而，THE（振动传递率）在较低强度下的敏感性不足，因此需要进一步研究影响骨骼肌自愿和反射激活的因素。

我们的亚组分析发现，在我们的无症状受试者群体中，性别、年龄、BMI或腿部优势对SWS与VC或TVR没有显著影响。这与一些使用其他方法研究年龄/性别对肌肉刚度影响的研究结果相反（Eby等人，2015年）。然而，由于亚组样本量有限，尤其是极端年龄和BMI的情况，因此无法得出明确结论。此外，THE测量的刚度动态范围比基于ARFI（自动相关函数成像）的方法要低（Tzsch?tzsch等人，2018年；Burkhardt等人，2020年），这阻碍了我们的结果与这些研究的直接比较。

这些发现表明，TVR-THE（振动传递率-弹性成像）技术有潜力支持那些因疼痛、神经损伤（例如中风、痉挛、帕金森病，Burke等人，1972年的研究）或缺乏合作而无法进行可靠VC（自愿收缩）的个体的肌肉功能客观评估，尽管在任何临床应用之前仍需进行临床验证。虽然局部振动具有治疗应用（Poenaru等人，2016年），但将其与弹性成像技术结合用于诊断/监测是新颖的。整合TVR技术可以标准化肌肉激活的评估，提高可比性，并可能追踪康复或疾病状态的变化，类似于在炎症性肌病中的弹性成像应用（Alfuraih等人，2019年）。此外，TVR的技术设置比VC（自愿收缩）更简单，因为它不需要力测量设备或标准化反作用力。一个小型振动器可以很容易地集成到临床超声检查方案中。

尽管如此，这项研究也存在一些局限性。本研究仅关注了无症状受试者的VL（腓肠肌）的协同激活情况。在其他肌肉或临床群体中，我们的发现可能会有所不同。使用单一的TVR频率是一个限制因素，因为生理上的最佳频率因肌肉和个体而异。我们的系统还存在硬件限制：为了防止TVR信号混入THE分析频带，TVR频率必须等于扫描仪的帧率或奈奎斯特频率的整数倍（n × FN，n = 1, 2, …）。因此，当前的硬件只允许使用有限的频率组合，限制了根据个体需求调整TVR频率的能力。目前，对一组志愿者使用200赫兹TVR进行的初步测试并未取得成功。VC（自愿收缩）是基于固定的外部负荷，而不是最大自愿收缩的百分比。绝对VC水平可能会受到个体肌肉力量和训练状态的影响，但这并不影响我们的结论。此外，本研究忽略了肌肉的各向异性（Ngo等人，2022年），而SWS会随纤维方向变化，考虑各向异性可能会获得更一致的结果。最后，25名无症状志愿者的样本量较小，限制了深入的亚组分析和将结果推广到中风或痉挛患者等临床群体的能力，因为这些群体的TVR反应可能有所不同。此外，肌肉收缩是通过SWS的变化推断出来的，而不是通过肌电图（EMG）直接测量的。TVR和VC期间的相似SWS值并不一定表明运动单位的募集模式或放电率调节情况相同，因为SWS反映了神经激活、结构变化和被动组织特性的共同作用。因此，未来的研究可以通过同时记录EMG来区分这些因素。

**结论**

本研究证明了THE（振动传递率-弹性成像）技术能够有效量化VC和TVR引起的腓肠肌刚度变化。值得注意的是，100赫兹、中等幅度（400微米）的TVR刺激导致的刚度增加与37牛顿负荷下的VC相似，这表明TVR作为一种更客观、可重复的方法，适用于无症状个体的研究，并为在临床群体中的验证提供了依据。我们的发现表明，TVR-THE是一种有前景的方法，可用于标准化评估与激活相关的刚度变化，一旦在患者群体中得到验证，可能在疾病监测中发挥重要作用。特别是对于那些无法进行可靠VC练习的个体，TVR-THE在评估与激活相关的肌肉功能障碍方面具有潜在价值。需要进一步的研究来探索TVR-THE在不同肌肉和临床群体中的应用。

**作者贡献声明**

Hossein S. Aghamiry：撰写——审稿与编辑、撰写——初稿、可视化、监督、软件开发、资源管理、项目管理、方法学设计、数据管理、概念构建。

Tom Meyer：撰写——初稿、可视化、软件开发、方法学设计、研究实施。

Stefan Klemmer Chandía：撰写——初稿、研究实施。

Pascal Engl：撰写——初稿、研究实施。

Giacomo Valli：撰写——初稿、数据分析。

Yanglei Wu：撰写——初稿、软件开发、资源管理。

Eduard Kurz：资源管理、项目管理、数据分析。

René Schwesig：撰写——初稿、监督、资金获取、数据分析。

Thomas Bartels：撰写——初稿、项目管理、资金获取、数据管理、概念构建。

Heiko Tzsch?tzsch：撰写——初稿、可视化。

Jing Guo：撰写——审稿与编辑、撰写——初稿。

Ingolf Sack：撰写——审稿与编辑、撰写——初稿、资金获取、数据分析。