部義峰，李世明

1.Jiangsu Normal University，Xuzhou 221116，Jiangsu，China;2.Sports Institute of Ludong University，Yantai 264025，Shandong，China;3.Hefei Institute of Material Science，Chinese A-cademy of Sciences，Hefei 230031，Anhui，China

運(yùn)動(dòng)性肌肉疲勞產(chǎn)生的機(jī)制較為復(fù)雜，涉及了中樞神經(jīng)驅(qū)動(dòng)、神經(jīng)肌肉的興奮—收縮偶聯(lián)、肌肉的能量代謝等多項(xiàng)生理過(guò)程，肌肉表面肌電信號(hào)(sEMG)的形成與變化均與上述生理過(guò)程存在不同程度的因果關(guān)系，因而成為運(yùn)動(dòng)性肌肉疲勞生理機(jī)制研究的重要領(lǐng)域。研究表明，在良好控制條件下，在特定范圍負(fù)荷內(nèi)，肌肉的力—電關(guān)系存在一定的線性關(guān)系，這些結(jié)論為研究肌肉疲勞產(chǎn)生的機(jī)制提供了重要的信息。然而，對(duì)于遞增負(fù)荷至疲勞過(guò)程中，對(duì)肌肉力—電關(guān)系完整表達(dá)的研究還不多見，同時(shí)對(duì)于二者的關(guān)系為正相關(guān)還是負(fù)相關(guān)的爭(zhēng)議仍然存在?；诖?，本研究的目的在于:1)明確遞增負(fù)荷誘發(fā)肌肉疲勞過(guò)程中的sEMG變化規(guī)律;2)探索遞增負(fù)荷誘發(fā)肌肉疲勞過(guò)程中sEMG與負(fù)荷的非線性關(guān)系。

1 研究對(duì)象與方法

1.1 實(shí)驗(yàn)對(duì)象

受試者為某大學(xué)體育學(xué)院男生5名，身體健康，測(cè)試前24 h未從事劇烈運(yùn)動(dòng)，未在空腹下進(jìn)行實(shí)驗(yàn)，實(shí)驗(yàn)室溫度22攝氏度左右。實(shí)驗(yàn)對(duì)象具體情況見表1。

表1 實(shí)驗(yàn)對(duì)象基本情況(n=5)

1.2 運(yùn)動(dòng)方案

疲勞的運(yùn)動(dòng)方案采用世界衛(wèi)生組織(WHO)推薦的踏車方案［1］。受試者手戴心率遙測(cè)表，首先在零負(fù)荷狀態(tài)下蹬踏自行車1分鐘，體會(huì)每分鐘50轉(zhuǎn)的速率。受試者準(zhǔn)備完畢進(jìn)入正式測(cè)試階段，功率自行車起始負(fù)荷為50 W，然后依次遞增50 W，每3分鐘遞增一次，自行車轉(zhuǎn)速保持50 rmp/min，負(fù)荷遞增到200 W后不再增加負(fù)荷，直到經(jīng)反復(fù)鼓勵(lì)運(yùn)動(dòng)員運(yùn)動(dòng)能力達(dá)不到50 rmp/min時(shí)終止運(yùn)動(dòng)，負(fù)荷順序從50 W起為一級(jí)負(fù)荷，依次分別為二級(jí)負(fù)荷、三級(jí)負(fù)荷、四級(jí)負(fù)荷以及五級(jí)負(fù)荷。在每一負(fù)荷末期(5 S)對(duì)股外肌、股二頭肌、腓腸肌內(nèi)、外側(cè)的肌電信號(hào)進(jìn)行同步采集，同時(shí)，記錄每次負(fù)荷末受試者心率。踏車前后分別采集受試者的指血用于血乳酸的測(cè)試。

1.3 實(shí)驗(yàn)儀器

中科院智能研究所開發(fā)的JE－TB0810八通道肌電采集系統(tǒng);中國(guó)上海鈞康醫(yī)用設(shè)備有限公司產(chǎn)Ag/AgCI一次性使用心電電極，產(chǎn)品標(biāo)準(zhǔn)號(hào):Q/SIDR2－2003;瑞典產(chǎn) MONARK824型功率自行車;芬蘭產(chǎn)S410心率遙測(cè)表;日本產(chǎn)Lactate ProTM血乳酸分析儀。

1.4 肌電信號(hào)采集與電極貼放

肌電采集儀所有通道配備一階高通濾波器和二階巴特沃斯低通濾波器，以消除環(huán)境噪聲和運(yùn)動(dòng)偽跡的影響，前者截止頻率為10 Hz，后者截止頻率為3000 Hz。信號(hào)的采樣頻率為1000 Hz，增益倍數(shù)349/119，共模抑制比﹥100 db，輸入阻抗﹥1012Ω，輸入原始信號(hào)范圍±3 mV。

三個(gè)電極成等邊三角形分別貼于股外肌、股二頭肌、腓腸肌內(nèi)、外側(cè)上。貼電極前用電極上自帶細(xì)砂紙輕擦皮膚表面去除角質(zhì)。為了減少肌肉的交叉干擾，將電極貼放在肌肉肌腹沿肌纖維走向的方向上，電極圓心間距為3～3.5 cm。

1.5 疲勞的判定

疲勞判定采用定性與定量相結(jié)合的方法，采用常用判定標(biāo)準(zhǔn)［2－4］:

1)達(dá)到預(yù)期最大心率(220－年齡)或與預(yù)期心率相差﹤5～10次/min;

2)血乳酸超過(guò)9 mmol/L;

3)RPE≥18。

受試者經(jīng)鼓勵(lì)督促仍不能按照規(guī)定強(qiáng)度運(yùn)動(dòng)持續(xù)10秒以上，并同時(shí)滿足以上標(biāo)準(zhǔn)時(shí)，認(rèn)為達(dá)到極度疲勞狀態(tài)，停止運(yùn)動(dòng)。

1.6 血液的采集與血乳酸的測(cè)定

血液采集方法:血液均采集于運(yùn)動(dòng)員無(wú)名指，采集血液前用酒精棉球?qū)κ茉囌邿o(wú)名指消毒，待無(wú)名指上酒精風(fēng)干后使用一次性采血針進(jìn)行采血，采血針刺破表皮后，對(duì)運(yùn)動(dòng)員無(wú)名指進(jìn)行輕推，動(dòng)作方法為從無(wú)名指近端向遠(yuǎn)端推動(dòng)。然后用干棉球?qū)⒌谝坏窝潦酶蓛簦x用第二滴血作為血樣進(jìn)行測(cè)試，其目的是避免針刺時(shí)破碎表皮細(xì)胞的存在，影響到測(cè)試的精度。

測(cè)定方法:首先用校正試劑條對(duì)測(cè)試儀進(jìn)行校正，然后將測(cè)定試劑條插入測(cè)試儀，讓試劑條垂直接觸血液，血液就被自動(dòng)定量地吸入試劑條，測(cè)定儀自動(dòng)開始測(cè)定，59秒后，顯示乳酸濃度。

1.7 數(shù)據(jù)處理

本研究對(duì)遞增負(fù)荷過(guò)程中肌肉sEMG的頻域與時(shí)域指標(biāo)進(jìn)行了統(tǒng)計(jì);對(duì)遞增負(fù)荷過(guò)程中肌肉sEMG與負(fù)荷的關(guān)系進(jìn)行了曲線擬合，擬合過(guò)程中確定顯著性水平為0.05，非常顯著性水平為0.01。研究過(guò)程中數(shù)據(jù)的統(tǒng)計(jì)處理均由SPSS16.0完成。

2 研究結(jié)果

2.1 遞增負(fù)荷過(guò)程中運(yùn)動(dòng)員疲勞判定指標(biāo)的變化

表2為遞增負(fù)荷過(guò)程中運(yùn)動(dòng)員疲勞判定指標(biāo)變化一覽表。結(jié)果顯示，隨著負(fù)荷強(qiáng)度的不斷增加心率逐漸增加，達(dá)到最大負(fù)荷強(qiáng)度時(shí)，依靠增加負(fù)荷量使受試者達(dá)到疲勞狀態(tài)，受試者平均最大心率達(dá)到188次/min。RPE指數(shù)也隨著負(fù)荷強(qiáng)度的增加而增加，達(dá)到最大負(fù)荷時(shí)，受試者RPE指數(shù)都達(dá)到19。血乳酸水平在運(yùn)動(dòng)后3分鐘達(dá)到最大值，平均為11.34 mmol/L。運(yùn)動(dòng)后即刻、3分鐘、6分鐘的血乳酸值與安靜時(shí)相比均具有非常顯著性差異(P＜0.01)，血乳酸最大值與運(yùn)動(dòng)后6分鐘相比具有顯著性差異(P＜0.05)。盡管運(yùn)動(dòng)后6分鐘血乳酸被一定程度廓清，但其值仍大于9 mmol/L。綜合上述指標(biāo)認(rèn)為，本研究采用的運(yùn)動(dòng)疲勞方案能夠讓運(yùn)動(dòng)員機(jī)體達(dá)到深度疲勞狀態(tài)。

表2 遞增負(fù)荷過(guò)程中運(yùn)動(dòng)員疲勞判定指標(biāo)變化一覽表(n=5)

2.2 頻域指標(biāo)的變化特征

表3為遞增負(fù)荷至疲勞過(guò)程中肌電信號(hào)頻域指標(biāo)的變化特征表。結(jié)果顯示，在遞增負(fù)荷過(guò)程中，隨著負(fù)荷功率的增加，MF、MPF以及ZCR的值不斷增加，直到第四級(jí)負(fù)荷時(shí)，上述頻域指標(biāo)值達(dá)到最大，之后其值呈緩慢下降趨勢(shì)，四塊肌肉的頻域指標(biāo)表現(xiàn)出較為一致的變化規(guī)律。

表3 遞增負(fù)荷至疲勞過(guò)程中肌電信號(hào)頻域指標(biāo)的變化一覽表(n=5)

2.3 時(shí)域指標(biāo)的變化特征

表4為遞增負(fù)荷過(guò)程中肌電信號(hào)時(shí)域指標(biāo)的變化表。結(jié)果表明，在遞增負(fù)荷過(guò)程中，時(shí)域指標(biāo)AEMG、IEMG以及SPA的總體趨勢(shì)呈現(xiàn)出單調(diào)遞增的變化特征，表現(xiàn)出較強(qiáng)的規(guī)律性。

表4 遞增負(fù)荷至疲勞過(guò)程中肌電信號(hào)時(shí)域指標(biāo)的變化一覽表(n=5)

2.4 肌電信號(hào)與負(fù)荷的非線性關(guān)系

通過(guò)觀察時(shí)域指標(biāo)與頻域指標(biāo)隨負(fù)荷變化的散點(diǎn)圖可知，它們與負(fù)荷的線性關(guān)系并不非常明確，為了更加準(zhǔn)確、全面的描述二者關(guān)系，對(duì)其進(jìn)行了曲線擬合。本研究在對(duì)曲線進(jìn)行擬合時(shí)，首先觀察了自變量與因變量的散點(diǎn)圖，然后確定二者的函數(shù)關(guān)系，通過(guò)反復(fù)檢驗(yàn)認(rèn)為，擬合效果最好地為二次函數(shù)關(guān)系或三次函數(shù)關(guān)系。擬合過(guò)程是在F檢驗(yàn)具有顯著性的前提下進(jìn)行，遵循判定系數(shù)(R Square，即R2)最大，回歸(Regression)最大，剩余(Residuals)最小的原則，然后以自變量系數(shù)的T檢驗(yàn)為參考，進(jìn)行曲線擬合的最優(yōu)化篩選，篩選曲線如圖1～圖2所示，曲線的方程系數(shù)見表5、表6。

當(dāng)將仿真內(nèi)的電容C分別取4 mF和16 mF，其余參數(shù)固定，通過(guò)仿真結(jié)果可知增大電容C的取值，電池電流及直流側(cè)電壓波形的峰值都相應(yīng)隨之降低，有效地提升了系統(tǒng)穩(wěn)定性；減小電容C的取值，直流電壓振動(dòng)更加劇烈，系統(tǒng)穩(wěn)定性降低，仿真驗(yàn)證的結(jié)果與阻抗比判據(jù)判定的結(jié)果相同。

研究結(jié)果表明，肌電指標(biāo)與運(yùn)動(dòng)負(fù)荷關(guān)系為二次函數(shù)關(guān)系或三次函數(shù)關(guān)系，曲線方程判定系數(shù)無(wú)論是二次函數(shù)還是三次函數(shù)都較高，方程回歸后剩余較少，且方程都具有非常顯著性。不同之處在于，將二者關(guān)系用三次函數(shù)表達(dá)時(shí)方程的判定系數(shù)更高，方程回歸更多，剩余更少，但是自變量系數(shù)多不具顯著性，這可能是由于擬合樣本小導(dǎo)致，在以后的研究中還需增大樣本對(duì)其進(jìn)行檢驗(yàn)。盡管如此，根據(jù)曲線擬合的最優(yōu)化篩選原則仍判斷認(rèn)為，將二者關(guān)系用三次函數(shù)關(guān)系表達(dá)更為確切。因此，本研究認(rèn)為，在遞增負(fù)荷運(yùn)動(dòng)至疲勞過(guò)程中，肌電信號(hào)的頻、時(shí)域指標(biāo)與運(yùn)動(dòng)負(fù)荷之間存在三次函數(shù)關(guān)系，提示在肌肉承受運(yùn)動(dòng)負(fù)荷時(shí)，對(duì)肌電信號(hào)影響的主要因素可能存在三個(gè)。

圖1 遞增負(fù)荷至疲勞過(guò)程中MF、MPF與負(fù)荷的曲線擬合圖

圖2 遞增負(fù)荷至疲勞過(guò)程中AEMG、IEMG與負(fù)荷功率的曲線擬合圖

表5 肌電信號(hào)時(shí)、頻域指標(biāo)二次曲線擬合系數(shù)及其曲線方程檢驗(yàn)一覽表

表6 肌電信號(hào)時(shí)、頻域指標(biāo)三次曲線擬合系數(shù)及其曲線方程檢驗(yàn)一覽表

3 分析與討論

3.1 遞增負(fù)荷誘發(fā)疲勞過(guò)程中的頻域變化特征

MF、MPF是反映肌電信號(hào)頻率構(gòu)成的特征性信號(hào)參數(shù)。宋超等研究表明［5］，肱二頭肌運(yùn)動(dòng)負(fù)荷由10%MVC(肌肉最大收縮力)遞增到80%MVC的過(guò)程中，MF、MPF均呈單調(diào)遞增性改變;Gerdle等以四塊肩部肌肉為對(duì)象研究發(fā)現(xiàn)［6］，等長(zhǎng)收縮形勢(shì)下MPF在0～60%MVC范圍內(nèi)維持穩(wěn)定，超過(guò)這一范圍MPF開始出現(xiàn)輕度下降;還有其它研究表明［7］，靜態(tài)負(fù)荷形式對(duì)MF、MPF無(wú)明顯影響，以及不同張力水平條件下MF、MPF具有不同的反映模式。本研究發(fā)現(xiàn)，在遞增負(fù)荷過(guò)程中，隨著負(fù)荷功率的增大，MF、MPF也呈現(xiàn)單調(diào)遞增趨勢(shì)，達(dá)到最大負(fù)荷強(qiáng)度水平后，通過(guò)加大負(fù)荷量來(lái)增大負(fù)荷水平，MF、MPF表現(xiàn)出了下降的趨勢(shì)。其原因可能與參與運(yùn)動(dòng)的肌纖維類型有關(guān)，在遞增負(fù)荷過(guò)程的初期，負(fù)荷強(qiáng)度較低，主要是動(dòng)用Ⅰ型肌纖維參與活動(dòng)，機(jī)體進(jìn)行有氧代謝，不產(chǎn)生或產(chǎn)生少量乳酸，由于Ⅰ型肌纖維與MF、MPF存在高度負(fù)相關(guān)(R=－0.87)［8］，所以，MF、MPF 維持在較低的水平。隨著負(fù)荷強(qiáng)度的增大，僅靠Ⅰ型肌纖維已經(jīng)不能夠滿足負(fù)荷強(qiáng)度的需要，開始動(dòng)用Ⅱ型肌纖維參與運(yùn)動(dòng)，而Ⅱ型肌纖維與 MF、MPF 存在明顯正相關(guān)(R=0.70)［9］，所以，MF、MPF開始增大。當(dāng)負(fù)荷強(qiáng)度繼續(xù)增大時(shí)，肌張力的增大需要募集更多Ⅱ型肌纖維參與運(yùn)動(dòng)，Ⅱ型肌纖維一般有大α運(yùn)動(dòng)神經(jīng)元支配，神經(jīng)沖動(dòng)傳導(dǎo)速度快，收縮迅速有力，因此導(dǎo)致了MF、MPF繼續(xù)遞增，并達(dá)到最大值。隨著負(fù)荷量的增大，由于Ⅱ型肌纖維抵抗疲勞能力較Ⅰ型肌纖維弱，所以，肌肉很快達(dá)到疲勞狀態(tài)，肌力下降，不能夠繼續(xù)維持額定負(fù)荷，此時(shí)，MF、MPF等頻域指標(biāo)出現(xiàn)下降趨勢(shì)。因此，在遞增負(fù)荷的疲勞模型中，頻域指標(biāo)表現(xiàn)出先增大后減小的變化特征。

3.2 遞增負(fù)荷誘發(fā)疲勞過(guò)程中的時(shí)域變化特征

在反映做功情況的三個(gè)時(shí)域指標(biāo)中，IEMG與負(fù)荷的相關(guān)性最高(R=0.832，P ＜0.01)，說(shuō)明 IEMG 能夠更好反映肌肉做功情況。多數(shù)研究在對(duì)肌肉做功進(jìn)行分析時(shí)也多采用了IEMG指標(biāo)。Petrofsky系統(tǒng)地研究了在自行車上運(yùn)動(dòng)時(shí)股四頭肌的IEMG發(fā)現(xiàn)［10］，在20%～40%VO2max負(fù)荷下，RMS隨時(shí)間的變化不明顯，而在60% ～100%VO2max負(fù)荷下隨時(shí)間的延長(zhǎng)逐漸加大。Cheung＆Ebenbicher也曾報(bào)道過(guò)肌肉疲勞時(shí)的 IEMG 和 RMS會(huì)增大［11－12］。在 Crenshaw 的研究中［13］，受試者分別以25%MVC和70%MVC負(fù)荷進(jìn)行伸膝運(yùn)動(dòng)，記錄股四頭肌的肌電信號(hào)，結(jié)果發(fā)現(xiàn)RMS在兩種負(fù)荷下都增加，增加率以25%MVC最高。對(duì)于IEMG隨運(yùn)動(dòng)負(fù)荷增大而增大的解釋，多數(shù)研究認(rèn)為，在肌肉疲勞的情況下，為了保持預(yù)定的肌力，肌肉必須動(dòng)用更多的肌纖維參加運(yùn)動(dòng)，從而導(dǎo)致肌肉放電能力的增大。本研究認(rèn)為，IEMG是反映參加工作運(yùn)動(dòng)單位的動(dòng)作電位的總和，其值可以反映參加工作的運(yùn)動(dòng)單位的數(shù)量，在不同強(qiáng)度的運(yùn)動(dòng)中，并非所有的肌纖維都收縮，而是不同的運(yùn)動(dòng)單位數(shù)目根據(jù)負(fù)荷強(qiáng)度的大小有序地交替參加工作，而且以一定數(shù)量的肌纖維作為小的集合進(jìn)行收縮。

3.3 基于曲線擬合分析的肌肉疲勞影響機(jī)制

近年來(lái)，隨著人們對(duì)神經(jīng)肌肉系統(tǒng)非線性性質(zhì)的深入研究和生物信號(hào)分析理論的進(jìn)步，將非線性數(shù)學(xué)分析手段應(yīng)用于肌電信號(hào)的信號(hào)分析，提取出與肌肉功能狀態(tài)間具有更好關(guān)聯(lián)性的信號(hào)特征，已經(jīng)成為肌電信號(hào)研究領(lǐng)域的發(fā)展趨勢(shì)。自Webber嘗試用非線性方法分析肌電信號(hào)以來(lái)［14－15］，國(guó)內(nèi)外學(xué)者經(jīng)研究討論認(rèn)為［16－18］，肌電信號(hào)是一種混沌信號(hào)，存在吸引子，但吸引子的個(gè)數(shù)與相關(guān)因素尚未有公認(rèn)定論，之后，有國(guó)內(nèi)學(xué)者對(duì)肌肉疲勞過(guò)程中的肌電信號(hào)進(jìn)行過(guò)完整描述［19］，研究認(rèn)為疲勞過(guò)程中肌電信號(hào)各參數(shù)與負(fù)荷時(shí)間為三次項(xiàng)曲線的變化規(guī)律，因此影響肌肉疲勞的主要因素可能有3個(gè)，具體的3因素可能是功能性運(yùn)動(dòng)單位的數(shù)目、運(yùn)動(dòng)單位的同步化程度和肌纖維的傳導(dǎo)速度。這三者決定運(yùn)動(dòng)單位的空間募集和時(shí)間募集也是早已被確定的［20］。在本研究過(guò)程中，對(duì)肌電信號(hào)與運(yùn)動(dòng)負(fù)荷的非線性關(guān)系研究與前人研究結(jié)果基本一致，盡管后者是對(duì)靜力性等長(zhǎng)收縮使肌肉達(dá)到疲勞狀態(tài)過(guò)程的研究，而本研究是在動(dòng)態(tài)過(guò)程中使肌肉達(dá)到疲勞。由此看來(lái)，肌電信號(hào)頻、時(shí)域指標(biāo)與運(yùn)動(dòng)負(fù)荷關(guān)系呈非線性是對(duì)其較為準(zhǔn)確的描述。

前人的研究提出了影響肌肉疲勞的主要因素有3個(gè)［19］，但是由于其研究過(guò)程中疲勞的產(chǎn)生是基于肌肉等長(zhǎng)收縮形式下產(chǎn)生的，只是在負(fù)荷量上有所改變，而負(fù)荷強(qiáng)度無(wú)變化，因此就無(wú)法解釋肌電信號(hào)隨負(fù)荷強(qiáng)度的變化趨勢(shì)，從而也無(wú)法確定哪一個(gè)因素在哪一個(gè)負(fù)荷起主要作用。本研究采用了間歇遞增負(fù)荷的方式使肌肉產(chǎn)生疲勞，在遞增到一定負(fù)荷后，負(fù)荷的強(qiáng)度不再增加，而是依靠增加負(fù)荷量(負(fù)荷時(shí)間)達(dá)到增加負(fù)荷的目的，因此研究?jī)?nèi)容既可觀察負(fù)荷強(qiáng)度對(duì)肌電信號(hào)的影響，還可以觀察負(fù)荷量對(duì)肌電信號(hào)的影響，實(shí)驗(yàn)方案的設(shè)計(jì)更有助于探索運(yùn)動(dòng)負(fù)荷與肌電信號(hào)的關(guān)系。結(jié)合研究?jī)?nèi)容與研究結(jié)果，本研究認(rèn)為，由于肌纖維類型的募集具有選擇性，運(yùn)動(dòng)初期較低的負(fù)荷強(qiáng)度主要是動(dòng)用Ⅰ型肌纖維參與肌肉收縮，隨著負(fù)荷強(qiáng)度與負(fù)荷量的增大，才會(huì)動(dòng)員Ⅱ型肌纖維參與收縮，因此，肌電信號(hào)的MF、，MPF等頻域指標(biāo)前期表現(xiàn)出了遞增趨勢(shì)。前期有研究還證明了頻域指標(biāo)之間的差異主要是與肌纖維類型有關(guān)，而與纖維直徑大小無(wú)關(guān)［21］。由此看來(lái)，疲勞前頻域指標(biāo)的增大主要是與參與運(yùn)動(dòng)的功能性運(yùn)動(dòng)單位有關(guān)。隨著負(fù)荷強(qiáng)度的繼續(xù)增大，更多的Ⅱ型肌纖維參與收縮，為了完成額定負(fù)荷，在Ⅱ型肌纖維募集源有限的情況下，就要靠加大收縮肌纖維的同步化來(lái)維持預(yù)先的張力，此時(shí)，肌電信號(hào)頻域指標(biāo)的增大主要是與運(yùn)動(dòng)單位的同步化有關(guān)。Ⅱ型肌纖維較Ⅰ型肌纖維容易產(chǎn)生疲勞，且肌肉代謝多為無(wú)氧代謝，生成大量乳酸等酸性代謝物質(zhì)，導(dǎo)致運(yùn)動(dòng)單位傳導(dǎo)速度的下降，同時(shí)高強(qiáng)度運(yùn)動(dòng)致使大量K+外流，使肌細(xì)胞外K+濃度變大，其結(jié)果增大了肌細(xì)胞膜和T管除極化的興奮閾，降低了動(dòng)作電位峰高度和傳導(dǎo)速度，興奮傳導(dǎo)速度減慢，阻斷興奮—收縮耦聯(lián)。因此，疲勞后肌電信號(hào)的頻域指標(biāo)表現(xiàn)出了下降的趨勢(shì)。綜上分析認(rèn)為，在運(yùn)動(dòng)初期引起肌電信號(hào)變化的原因主要是中樞機(jī)制起主要作用，而后期主要是外周機(jī)制起主要作用。

本研究發(fā)現(xiàn)，在間歇遞增負(fù)荷至疲勞過(guò)程中肌電信號(hào)的時(shí)域指標(biāo)呈單調(diào)遞增趨勢(shì)，主要是隨著負(fù)荷強(qiáng)度與負(fù)荷時(shí)間的增大動(dòng)員越來(lái)越多的肌纖維參與收縮，為維持預(yù)先的肌張力肌纖維興奮的同步化程度越來(lái)越高，肌肉對(duì)外做功越來(lái)越多的表現(xiàn)，這個(gè)過(guò)程是一個(gè)肌纖維被不斷募集的過(guò)程。時(shí)域指標(biāo)的不斷增大主要是肌纖維的募集與肌纖維放電的同步化起重要作用。但是，時(shí)域指標(biāo)的單調(diào)遞增趨勢(shì)并不是無(wú)限制的，在接近疲勞時(shí)由于募集源越來(lái)越少與肌纖維同步化空間越來(lái)越小，時(shí)域指標(biāo)的增大趨勢(shì)會(huì)減緩，甚至維持在一定水平或呈下降趨勢(shì)。在本研究過(guò)程中，時(shí)域指標(biāo)準(zhǔn)確完整的對(duì)該特征進(jìn)行了表達(dá)。

4 結(jié)論

4.1 在遞增負(fù)荷疲勞模型中，頻域指標(biāo)表現(xiàn)出隨運(yùn)動(dòng)負(fù)荷增大而增大，而后降低的特征;時(shí)域指標(biāo)表現(xiàn)出隨運(yùn)動(dòng)負(fù)荷增大而增大，并逐步達(dá)到平臺(tái)的特征。這提示，可以用肌電信號(hào)在遞增負(fù)荷過(guò)程中的拐點(diǎn)作為局部肌肉疲勞的判定標(biāo)準(zhǔn)。

4.2 遞增負(fù)荷誘發(fā)局部肌肉疲勞過(guò)程中，肌肉sEMG與負(fù)荷呈三次函數(shù)關(guān)系，在遞增負(fù)荷初期肌電信號(hào)的變化主要與中樞機(jī)制有關(guān)，后期則主要與外周機(jī)有關(guān)。

［1］范振華，周士枋.實(shí)用康復(fù)醫(yī)學(xué)［M］.南京:東南大學(xué)出版社，1998.

［2］肖國(guó)強(qiáng).運(yùn)動(dòng)能量代謝［M］.北京:人民體育出版社，1997:64.

［3］馮連世，李開剛，等.運(yùn)動(dòng)員技能評(píng)定常用生理生化指標(biāo)測(cè)試方法及應(yīng)用［M］.北京:人民體育出版社，2002:12－14.

［4］田野.運(yùn)動(dòng)生理學(xué)高級(jí)教程［M］.北京:高等教育出版社，2003.

［5］宋超，王健，方紅光.間斷遞增負(fù)荷條件下肌肉活動(dòng)的力－電關(guān)系［J］.體育科學(xué)，2006，26(3):50－52.

［6］Gerdle，B.，et al.Changes in the surface electromyogram during increase isometric shoulder forward flexions［J］.Eur.J.Appl.Physuol，1988，57:404 －408.

［7］Bilodeau，M.et al.Comparision of the EMG power spectrum of the human soleus and gastroc nemius muscle［J］.Eur J Appl Physiol，1994，68:395 －401.

［8］Wretling，ML，et al.EMG:a non －invasive method for determination of fiber type proportion［J］，Acta Physiol Scanel，1987，131:627－628.

［9］王立山，高強(qiáng).男少年股外肌快肌百分比及其無(wú)損傷推測(cè)指標(biāo)［J］.北京體育大學(xué)學(xué)報(bào)，1993，16(3):34－37.

［10］Petrofsky J S.Computer analysis of the surface EMG during isometric exercise［J］.Compue Biol Med，1980，10:83.

［11］Chung TK.，et al.Electromyographic activity of the long digital extensor muscle in the exercising Thoroughbred horse［J］.E-quine － Vet－ J.1998，30(3):251 －255.

［12］Ebenbichler G.，et al.EMG fatigue patterns accompanying isometric fatiguing knee－extensions are different in mono－and bi－ articular muscle［J］.Electroencephalogrclin － Neurophysiol，1998，109(3):256.

［13］Crenshaw A G，Karlsson S，Gerdle B et al.Differental responses in intramuscular pressure and EMG fatigue indicators during lowvs high － level isometric contractions to fatigue［J］.Acta Physiol Scand，1997，160(4):353 －361.

［14］蔡立羽，王志中，張海虹.表面肌電信號(hào)的復(fù)雜度特征研究［J］.航天醫(yī)學(xué)與醫(yī)學(xué)工程，2000，13(2):124－127.

［15］Webber C L，Schmidt M A，Walsh J M.Influence of isometric loading on biceps EMG dynamics as assessed by linear and non－ linear tools［J］.J.Appl.Physiol.，1995，78:814 － 822.

［16］王健.sEMG信號(hào)分析及其應(yīng)用研究進(jìn)展［J］.體育科學(xué)，2000，20(4):56 －60.

［17］Bilodeau M，Schindler S，Williams D M，et al.EMG frequency content changes with increasing force and during fatigue in the quadriceps femoris muscle of men and women［J］.J.Electromyogr Kinesiol，2003，13(1):83 －92.

［18］Dimitrova NA，Dimitrov GV.Interpretation of EMG changes with fatigue:facts pitfalls and fallacies［J］.J.Electromyogr Kinesiol，2003，13(1):13 －16.

［19］李青青，吳宗耀.股內(nèi)肌疲勞時(shí)表面肌電信號(hào)特征研究［J］.中國(guó)運(yùn)動(dòng)醫(yī)學(xué)雜志，2006，25(5):547 －550.

［20］Mannion AF，Dolan P.The effects of muscle length and force output on the EMG power spectrum of the spine［J］.J.Electromyogr Kinesiol，1996，6(3):159 －168

［21］Gerdle，B.，et al.Dependence of the mean power frequency of the electromyogram on muscle force and fibre type［J］.Acta Physiol Scand，1991，142:457 －465.