表面肌電圖的分析與應(yīng)用研究

1、表面肌電圖的分析與應(yīng)用研究 表面肌電（surface electromyography, sEMG）圖在電生理概念上雖然與針電極肌電圖相同，但表面肌電圖的研究目的，所使用的設(shè)備以及數(shù)據(jù)分析技術(shù)與針電極肌電圖是有很大區(qū)別的。相對(duì)與針電極肌電圖而言，其撿拾電極為表面電極。它將電極置于皮膚表面，使用方便，可用于測(cè)試較大范圍內(nèi)的EMG信號(hào)。并很好地反映運(yùn)動(dòng)過(guò)程中肌肉生理生化等方面的改變。同時(shí)，它提供了安全、簡(jiǎn)便、無(wú)創(chuàng)的客觀(guān)量化方法，不須刺入皮膚就可獲得肌肉活動(dòng)有意義的信息，在測(cè)試時(shí)也無(wú)疼痛產(chǎn)生。另外，它不僅可在靜止?fàn)顟B(tài)測(cè)定肌肉活動(dòng)，而且也可在運(yùn)動(dòng)過(guò)程中持續(xù)觀(guān)察肌肉活動(dòng)的變化；不僅是一種對(duì)運(yùn)動(dòng)功能有意義

2、的診斷方法，而且也是一種較好的生物反饋治療技術(shù)50。 4.1 肌電（electromyography, EMG）信號(hào)的產(chǎn)生原理及模式 4.1.1肌電信號(hào)的產(chǎn)生原理 肌肉收縮的原始沖動(dòng)首先來(lái)自脊髓，然后通過(guò)軸突傳導(dǎo)神經(jīng)纖維，再由神經(jīng)纖維通過(guò)運(yùn)動(dòng)終板發(fā)放沖動(dòng)形成肌肉收縮，但每根肌纖維僅受一個(gè)運(yùn)動(dòng)終板支配，該運(yùn)動(dòng)終板一般位于肌纖維的中點(diǎn)。當(dāng)神經(jīng)沖動(dòng)使肌漿中Ca2+濃度升高時(shí)，肌蛋白發(fā)生一系列變化，使細(xì)胞絲向暗帶中央移動(dòng)，與此相伴的是ATP的分解消耗和化學(xué)能向機(jī)械功的轉(zhuǎn)換，肌肉完成收縮。在肌肉纖維收縮的同時(shí)也相應(yīng)地產(chǎn)生了微弱的電位差，這就是肌電信號(hào)的由來(lái)。 人體骨骼肌纖維根據(jù)功能分為型慢縮纖維，又稱(chēng)紅

3、肌，亦即緩慢-氧化型肌纖維；a型和b型快縮纖維，又稱(chēng)白肌?！凹t肌”力量產(chǎn)生較慢，其特點(diǎn)是ATP產(chǎn)生是氧化代謝產(chǎn)生的（即其含有較高的氧化能力），可以維持較長(zhǎng)的工作時(shí)間，作用主要為保持耐力?？旒±w維則主要是無(wú)氧酵解（糖原代謝）途徑，故在相對(duì)較短的時(shí)間內(nèi)，易產(chǎn)生疲勞和乳酸堆積46。所以，不同纖維類(lèi)型因其收縮類(lèi)型不同，能量代謝改變不同，生理作用不同，故其收縮時(shí)的肌電信號(hào)也有不同特征，故而肌電信號(hào)反過(guò)來(lái)也可相應(yīng)反映耐力、生化改變，也就是疲勞度、代謝等方面的情況。 4.1.2表面肌電信號(hào)產(chǎn)生的模式 肌肉內(nèi)組成單一運(yùn)動(dòng)單位的肌纖維，都被包圍在興奮和未興奮的眾多肌纖維及其它導(dǎo)電性良好的體液和組織中，各肌纖維動(dòng)

4、作電位的產(chǎn)生和傳導(dǎo)都會(huì)在其外部介質(zhì)中形成“容積導(dǎo)體導(dǎo)電”現(xiàn)象。產(chǎn)生動(dòng)作電位的各肌纖維形成一個(gè)共同的 電場(chǎng)。神經(jīng)與肌肉動(dòng)作中，動(dòng)作電位傳導(dǎo)的速度是有限的，組成單一運(yùn)動(dòng)單位的各肌纖維又有一定的幾何分布，因此，這個(gè)電場(chǎng)隨著興奮的傳遞和傳導(dǎo)，在每一瞬間均有不同的空間和時(shí)間的分布。在活體上通過(guò)電極記錄肌肉的電活動(dòng)，實(shí)際記錄的就是這一電場(chǎng)的活動(dòng)。各肌纖維在檢測(cè)點(diǎn)間引起電位的總和構(gòu)成運(yùn)動(dòng)單位動(dòng)作電位（Motor unit action potential，MUAP）。由于在神經(jīng)軸突上的電發(fā)放是脈沖序列，所以在檢測(cè)點(diǎn)間引起的電位波動(dòng)是動(dòng)作電位序列，記為MUAPT，肌肉中各獨(dú)立的運(yùn)動(dòng)單位產(chǎn)生的MUAPT的總和即

5、構(gòu)成了生理肌電EMG。 生理肌電信號(hào)非常微弱，幅度在1005000v，針電極肌電放大器的頻帶一般為201000Hz，針電極記錄的肌電信號(hào)的頻帶一般在100010000Hz。sEMG信號(hào)實(shí)質(zhì)上是多個(gè)運(yùn)動(dòng)單位、動(dòng)作單位的代數(shù)和，采用的表面電極使肌電信號(hào)的能量主要集中在1000Hz以下，其波幅典型地在15000v之間，表面肌電放大器的頻帶一般為10500Hz。波士頓大學(xué)神經(jīng)肌肉研究中心發(fā)現(xiàn)利用雙極型模型的肌電頻譜分布在20500Hz，絕大部分頻譜集中在50150Hz之間51。 但，信號(hào)最終還是要受中樞神經(jīng)系統(tǒng)控制的。肌電圖與肌肉收縮之間有著密切的關(guān)系，一般情況下，當(dāng)肌肉輕度收縮時(shí)，肌電信號(hào)相對(duì)較弱，

6、頻率也低；當(dāng)肌肉強(qiáng)力收縮時(shí)，肌電信號(hào)較強(qiáng)，頻率高。 4.2表面肌電的常用分析方法 4.2.1 時(shí)域分析 時(shí)域分析是將肌電信號(hào)看作時(shí)間的函數(shù)，用來(lái)刻畫(huà)時(shí)間序列信號(hào)的振幅特征 52。該方法將肌電信號(hào)表達(dá)成記錄點(diǎn)的電位時(shí)間曲線(xiàn)，可以計(jì)算信號(hào)的均值、絕對(duì)值積分平均值（IAV）、幅值的直方圖、過(guò)零次數(shù)（ZC）、均方根（RMS）、方差（VAR）、AR 參數(shù)化模型、三階原點(diǎn)矩的絕對(duì)值、四階原點(diǎn)矩、自相關(guān)函數(shù)等作為特征量來(lái)反映信號(hào)振幅在時(shí)間維度的變化。常用的時(shí)域分析指標(biāo)主要有： 積分肌電值（integrated EMG，IEMG）IEMG是指所得肌電信號(hào)經(jīng)整流濾波后單位時(shí)間內(nèi)曲線(xiàn)下面積的總和，它可反映肌電信號(hào)

7、隨時(shí)間進(jìn)行的強(qiáng)弱變化，在時(shí)間不變的前提下該值還可反映運(yùn)動(dòng)單位的數(shù)量多少和每個(gè)運(yùn)動(dòng)單位的放電大小5354。積分肌電主要用于分析肌肉在單位時(shí)間內(nèi)的收縮特性。 IEMG?t t?TEMG(t)?dt 均方根值（root-mean-square，RMS）RMS值是反映神經(jīng)放電的有效值，其 大小決定于肌電信號(hào)振幅值的變化，一般認(rèn)為與運(yùn)動(dòng)單位募集和興奮節(jié)律的同步化有關(guān)。在臨床和康復(fù)醫(yī)學(xué)研究中，常被應(yīng)用于實(shí)時(shí)、無(wú)損傷地反映肌肉活動(dòng)狀態(tài)，其數(shù)值變化通常與肌肉收縮力大小等有關(guān)。 RMS?(1/T?t tTEMG(t)dt)21/2 4.2.2 頻域分析 來(lái)自肌肉的肌電信號(hào)與光相似，為一頻率譜。sEMG儀可通過(guò)某

8、一途徑（如波的干涉模式）將其分解成不同的頻率成分，并顯示其頻率范圍?！肮β暑l率譜密度(power density spectrum, PDS)”以曲線(xiàn)的形式反映了肌電信號(hào)的頻率成分，亦即sEMG信號(hào)在不同頻率分量的變化較好地在頻率維度上反映sEMG的變化。頻率譜的分析需要應(yīng)用一個(gè)被稱(chēng)為“快速傅換系統(tǒng)（FFT）”的數(shù)學(xué)技術(shù)，將sEMG信號(hào)分解為各種頻率成分，并通過(guò)頻率譜分析，利用所包含的運(yùn)動(dòng)單位波形解釋運(yùn)動(dòng)單位活動(dòng)的變化。通常認(rèn)為，抵達(dá)分差放大器的sEMG信號(hào)包含的是許多運(yùn)動(dòng)單位釋放電位的總和，即放大器所獲得的往往為合成信號(hào)，當(dāng)將FFT連于這一合成信號(hào)時(shí)，則可將其分解為頻率譜圖。 上世紀(jì)80年代

9、初，Christensen即利用了傅里葉變換對(duì)表面肌電信號(hào)（sEMG）作了頻率譜的分析，通過(guò)高頻/低頻的幅值比，了解到正常個(gè)體的自發(fā)用力、控制用力與神經(jīng)肌肉疾病患者之間的頻率譜的差異；又用同軸針電極和不同的平均刺激頻率140Hz、1400Hz、2800Hz檢測(cè)了20個(gè)肌肉功能異常的病人，并將記錄的sEMG通過(guò)快速傅里葉變換進(jìn)行頻率譜分析。研究發(fā)現(xiàn)，使用不同的刺激頻率參數(shù)，其診斷結(jié)果也是不同的，其中，診斷病人肌異常的參數(shù)最佳。Ashely和Wee也利用傅里葉變換對(duì)自發(fā)性等容收縮的肱二頭肌的肌電信號(hào)進(jìn)行了分析處理，他們將低于60Hz或70Hz的低頻成分分離出來(lái)，然后分析證實(shí)，在EMG中相對(duì)較高幅值

10、的波峰發(fā)生在20Hz以下，平均為11.3Hz，而大多數(shù)肌病患者與那些能維持平滑收縮的患者相比，則具有更多的波峰。 但傳統(tǒng)的頻率譜分析法也有明顯的缺點(diǎn)。首先，使用傅里葉變換研究一個(gè)模擬信號(hào)的譜特性時(shí)，必須獲得時(shí)域中信號(hào)的全部信息，甚至包括將來(lái)的信息，這是很難滿(mǎn)足的；其次，傅里葉變換在時(shí)域中沒(méi)有任何分辨，也就是說(shuō)如果一個(gè)信號(hào)在某一時(shí)刻的小的時(shí)域中發(fā)生了變化，那么整個(gè)譜特征就會(huì)受到影響。因此，對(duì)非平穩(wěn)的肌電信號(hào)，傳統(tǒng)的頻域分析有一定的限制。 頻率特點(diǎn)的變化往往可以確定疲勞和神經(jīng)肌肉系統(tǒng)異常。其特征變化取決于中樞神經(jīng)系統(tǒng)運(yùn)動(dòng)單位活動(dòng)同步化、肌纖維募集水平和細(xì)胞酸中毒有關(guān)的肌纖維 興奮傳導(dǎo)速度等生理性因

11、素以及探測(cè)電極大小和位置、表面溫度，以及肌肉運(yùn)動(dòng)方式等測(cè)量性因素的共同作用。在疲勞的肌肉，頻率譜的變化為：較高頻率減小而較低頻率增大，這種中位頻率的變化或降低是由于運(yùn)動(dòng)單位募集模式的同步性，肌纖維的傳導(dǎo)速度變慢，快肌纖維疲勞的結(jié)果導(dǎo)致快肌纖維占優(yōu)勢(shì)的局面轉(zhuǎn)至慢肌纖維占優(yōu)勢(shì)或上述原因的綜合結(jié)果所致。 有關(guān)疲勞（或耐力測(cè)試）的指標(biāo)包括：中位頻率（median frequency, MF），即將所統(tǒng)計(jì)的頻譜區(qū)域分為1/2時(shí)的頻率，是指骨骼肌收縮過(guò)程中肌纖維放電頻率的中間值，在正常情況下人體不同部位骨骼肌之間的MF值高低差異較大，主要受肌肉組織中的快肌纖維和慢肌纖維的組成比例的影響，即快肌纖維興奮主要

12、表現(xiàn)高頻放電，慢肌纖維 平均能量頻率（mean power frequency, MPF），權(quán)的指標(biāo)，是表示時(shí)間功能的指標(biāo)；其高低與外周運(yùn)動(dòng)單位動(dòng)作電位的傳導(dǎo)速度、參與活動(dòng)的運(yùn)動(dòng)單位類(lèi)型以及其同步化程度有關(guān)。 ?興奮主要表現(xiàn)為低頻放電。 MPF? 0fp(f)df/?p(f)df 0 零線(xiàn)相交率（zero crossing rate, ZCR）即信號(hào)上升或下降通過(guò)零線(xiàn)的比率。 以上這3個(gè)參數(shù)的變化率（負(fù)向斜率），其中平均能量頻率（MPF）斜率是反映局部肌肉疲勞的較好指標(biāo)。 4.2.3 時(shí)頻聯(lián)合分析 4.2.3.1短時(shí)傅里葉變換 為了改善傳統(tǒng)的頻率譜分析的時(shí)間特性問(wèn)題，1946年Gabor提出了

13、時(shí)間局部化“窗函數(shù)”g(t-b)，其中b用于平移窗以覆蓋整個(gè)時(shí)域，這種方法別稱(chēng)為“短時(shí)傅里葉變換法（SFFT）”。Merletti利用SFFT對(duì)自發(fā)肌電信號(hào)及電刺激肌電信號(hào)進(jìn)行了分析及參數(shù)的選擇，并通過(guò)肌電信號(hào)頻率譜的頻率成分及各成分的相對(duì)強(qiáng)弱，從頻域上揭示了肌電信號(hào)的節(jié)律。然而，他也同時(shí)發(fā)現(xiàn)，使用SFFT進(jìn)行頻譜估計(jì)會(huì)產(chǎn)生頻率瀉漏現(xiàn)象，非有效信號(hào)假設(shè)為零等因素也會(huì)影響頻譜估計(jì)。 4.2.3.2Wigner-Ville變換 Wigner 譜分布是基于兩個(gè)信號(hào)內(nèi)積的傅立葉變換，可以看作是信號(hào)在時(shí)間頻率平面上兩維能量的分布，具有明確的物理意義。它具有較高的分辨率、 能 量集中性和跟蹤瞬時(shí)頻率的能力

14、，能有效地對(duì)非平穩(wěn)信號(hào)進(jìn)行分析。Gwo-Ching Jang 等人利用此方法對(duì)單通道的上肢sEMG進(jìn)行了分析，并提取相應(yīng)特征進(jìn)行識(shí)別。Mechelle R.Davies 等人也利用此方法對(duì)EMG信號(hào)進(jìn)行疲勞分析。Wigner-Ville 變換的不足之處在于其變換是非線(xiàn)性的，即變換的雙線(xiàn)性，所以當(dāng)信號(hào)成分較多時(shí)，不同成分之間容易出現(xiàn)交叉項(xiàng)，故而會(huì)引起偽像，但仍然可采用加窗平滑技術(shù)使交叉干擾項(xiàng)減小。 4.2.3.3小波變換 在肌電信號(hào)處理中另一種廣泛流行的時(shí)頻聯(lián)合分析方法是小波變換（Wavelet transform）法。由于小波變換在時(shí)域及頻域中同時(shí)具有良好的局部化性質(zhì)，并可以對(duì)高頻成分進(jìn)行“變

15、焦距顯微”，其作用類(lèi)似于一組帶寬相等、中心頻率可變的帶通濾波器。這一特性使得小波變換特別適用于處理肌電信號(hào)一類(lèi)的突變信號(hào)，如Constable及Thronhill 利用小波變換對(duì)表面肌電信號(hào)進(jìn)行時(shí)頻分析發(fā)現(xiàn)，在運(yùn)動(dòng)過(guò)程中，肌肉運(yùn)動(dòng)模式的時(shí)域信號(hào)在不同的重力加速度水平下沒(méi)有發(fā)生變化，但在頻域中信號(hào)發(fā)生了變化。在較低的重力加速度下，低頻信號(hào)活動(dòng)頻繁；而在較高的重力加速度下，低頻信號(hào)活動(dòng)減弱。 4.2.4 時(shí)間序列分析 時(shí)間序列是指按時(shí)間順序觀(guān)測(cè)值的集合，而時(shí)間序列分析是指采用參數(shù)模型對(duì)所觀(guān)測(cè)到的有序的隨機(jī)數(shù)據(jù)進(jìn)行分析與處理的一種數(shù)學(xué)方法。由于傅里葉變換要求隨機(jī)信號(hào)是平穩(wěn)的，而參數(shù)模型只要求信號(hào)滿(mǎn)足

16、短時(shí)平穩(wěn)條件即可，即在被分析的信號(hào)段內(nèi)平穩(wěn)即可。所以近年來(lái)，時(shí)間序列分析逐漸成為肌電信號(hào)分析的一個(gè)重要手段。早在1975年，Graupe 即提出利用AR建模的方法進(jìn)行肌電信號(hào)功能分離來(lái)控制假肢，之后這一方法經(jīng)過(guò)不斷完善，已廣泛應(yīng)用于假肢控制、功能電刺激(FES)等領(lǐng)域。Merletli 利用了肌電信號(hào)的隨機(jī)性，用P 階AR模型來(lái)分析表面肌電信號(hào)，研究發(fā)現(xiàn)：當(dāng)所選階次過(guò)低時(shí)，會(huì)導(dǎo)致頻率譜變的過(guò)于平滑；階次過(guò)高時(shí)，會(huì)導(dǎo)致頻率譜中出現(xiàn)偽跡。最佳P值應(yīng)選為46，這個(gè)值最適合于對(duì)表面肌電的平均頻率(MNF)及中間頻率(MDF)的估計(jì)。同時(shí)，Merletli 利用AR 模型中的系數(shù) ak 描述自發(fā)或電刺激

17、引起的EMG，獲得了較好的圖形特征。 4.2.5高階譜分析 傳統(tǒng)的隨機(jī)信號(hào)處理技術(shù)是建立在二階統(tǒng)計(jì)量基礎(chǔ)上的，它只能完整反映那些服從高斯分布的隨機(jī)信號(hào)的概率結(jié)構(gòu)。而當(dāng)肌肉力變化時(shí)，實(shí)際的肌電信號(hào)是非平穩(wěn)的，并不是高斯型信號(hào)，它的相位譜含有豐富的信息。高階譜分析就能夠 克服傳統(tǒng)處理方法的不足。例如，可以用雙譜分析(bispectral analysis )分析肌肉變化時(shí)的非高斯型肌電信號(hào)、對(duì)肌肉恢復(fù)進(jìn)行分析等。 4.2.6混沌與分形 混沌與分形理論可以用于EMG產(chǎn)生機(jī)理的研究。國(guó)外一些學(xué)者的研究表明，數(shù)的這一特性可以用來(lái)研究比例控制的肌電假肢。也有人利用非線(xiàn)性濾波器來(lái)研究靜態(tài)承受負(fù)載下的sEMG

18、信號(hào)。國(guó)內(nèi)也有人利用混沌理論研究肌肉在等張收縮情況下，所測(cè)取得到的肌電信號(hào)的相空間，通過(guò)計(jì)算其關(guān)聯(lián)維數(shù)、Lyapunov指數(shù)，表明所測(cè)的EMG信號(hào)可能是一混沌信號(hào)，并利用符號(hào)動(dòng)力學(xué)，研究了EMG信號(hào)的確定性。蔡立羽等人在1998年即通過(guò)重構(gòu)相空間，分析了運(yùn)動(dòng)過(guò)程中肌電信號(hào)的混沌分形特性，發(fā)現(xiàn)不同動(dòng)作的肌電信號(hào)，具有不同的聚類(lèi)分布。1999年，王人成等人對(duì)sEMG信號(hào)的分形特征進(jìn)行了詳盡的分析，并發(fā)現(xiàn)，單一利用sEMG的分形值來(lái)區(qū)分人肢體的運(yùn)動(dòng)模式有一定的困難。2003年，胡曉等人又根據(jù)sEMG具有多重分形的特性，采用多重分形譜的面積來(lái)識(shí)別動(dòng)作的sEMG信號(hào)。盡管自1991年就有人針對(duì)各種病理的

19、sEMG信號(hào)利用混沌與分形理論進(jìn)行過(guò)研究，但總的來(lái)說(shuō)，利用混沌與分形理論等非線(xiàn)性方法處理sEMG信號(hào)的研究才剛剛起步。目前，針對(duì)肌電信號(hào)的非線(xiàn)性分析已經(jīng)成為一個(gè)研究的熱點(diǎn)，隨著研究的不斷深入可能會(huì)有一些突破性的進(jìn)展。 4.3 sEMG的應(yīng)用 4.3.1 用于不同肌肉收縮時(shí)的生理變化 4.3.1.1 等長(zhǎng)收縮 肌肉保持一恒定長(zhǎng)度收縮時(shí)，sEMG變化與肌張力之間的關(guān)系可能是線(xiàn)性的，也可能是曲線(xiàn)的。雖然，線(xiàn)性關(guān)系的斜率和非線(xiàn)性關(guān)系的程度似乎隨著測(cè)試的肌肉、關(guān)節(jié)的位置或肌肉的原長(zhǎng)度，電極的放置和力量測(cè)試的方法改變，但是，總的觀(guān)點(diǎn)是，在肌肉長(zhǎng)度不變的情況下，隨肌張力的增加，sEMG結(jié)果增加。這種關(guān)系在痙

20、攣時(shí)也存在，但線(xiàn)性相關(guān)的斜率較正常高，表明在高張力水平較正常肌肉有更多的運(yùn)動(dòng)單位被募集。 當(dāng)肌肉長(zhǎng)度變化時(shí)，這種關(guān)系則不復(fù)存在。在肌肉拉長(zhǎng)時(shí)，可見(jiàn)低sEMG而高張力；相反，肌肉縮短時(shí)，可見(jiàn)高sEMG而低張力。 4.3.1.2等張收縮 一般認(rèn)為在收縮產(chǎn)生相對(duì)恒定力量或力短的等張收縮中，sEMG與力量之間的關(guān)系不明確。在等張收縮過(guò)程中，有如下幾個(gè)因素影響肌肉的長(zhǎng)度：在整個(gè)收縮過(guò)程中肌肉的力量-長(zhǎng)度關(guān)系發(fā)生變化；關(guān)節(jié)旋轉(zhuǎn)軸隨肢體的運(yùn)動(dòng)而致力臂發(fā)生變化；覆蓋在肌肉上的皮膚隨收縮而發(fā)生的變化和肌肉形狀的改變也影響電極與肌纖維之間的空間關(guān)系，因此，在等張收縮時(shí)，肌肉的長(zhǎng)度不斷變化，可使記錄的sEMG也發(fā)生

21、變化，有效地量化分析sEMG活動(dòng)則相對(duì)困難。 在離心收縮和向心收縮過(guò)程中，由于離心收縮應(yīng)用彈性勢(shì)能，代謝過(guò)程較向心收縮更有效，因此，同樣的肌張力時(shí)，離心收縮僅需要較少的運(yùn)動(dòng)單位，即整個(gè)sEMG活動(dòng)較向心收縮為少。 肌肉縮短的速率是另一個(gè)要注意的因素。研究表明，在給定負(fù)荷的離心收縮中，sEMG活動(dòng)水平不依賴(lài)收縮的速度，此外，在給定負(fù)荷的向心收縮中，sEMG活動(dòng)較大，且隨速度增大而增加（這是因?yàn)榇藭r(shí)需要更多的募集以適應(yīng)更快的收縮）。因此，在不可控制速度的等張收縮時(shí)，sEMG不能直接反映肌肉張力。 總而言之，sEMG與力量之間存在極其密切的關(guān)系，基本觀(guān)點(diǎn)是兩者之間有直接關(guān)系，但應(yīng)考慮肌肉的長(zhǎng)度和收縮

22、形式。 4.3.2量化評(píng)定肌肉疲勞 肌肉隨著重復(fù)收縮可產(chǎn)生局部疲勞現(xiàn)象。在肌肉疲勞過(guò)程中可出現(xiàn)如下生理現(xiàn)象：運(yùn)動(dòng)單位的同步性，慢/快肌纖維的募集順序改變，代謝方面的改變（包 +是對(duì)運(yùn)動(dòng)單位動(dòng)作電位的頻率譜進(jìn)行分析。 但，SEMG信號(hào)會(huì)受到諸如運(yùn)動(dòng)方式、運(yùn)動(dòng)性質(zhì)（動(dòng)力性、靜力性）、運(yùn)動(dòng)強(qiáng)度、肌肉收縮方式（向心、離心）、肌肉的選擇、受試者的體質(zhì)、提取特征值所用的計(jì)算方法等的因素的影響，故而在肌肉疲勞的SEMG信號(hào)特征研究中，有些結(jié)論并不完全一致。 在1996年，Bendahan等即觀(guān)察了前臂屈肌肌群以60MVC靜力收縮狀態(tài)收縮至力竭狀態(tài)的SEMG，發(fā)現(xiàn)在整個(gè)過(guò)程中SEMG的低頻段能量不斷減少，而高

23、頻段能量首先持續(xù)增加，而后在力竭前下降55。Kroon等比較了分別以50和40MVC為負(fù)荷進(jìn)行等長(zhǎng)收縮、離心收縮、向心收縮直至力竭的屈肘肌的sEMG改變，發(fā)現(xiàn)三種性質(zhì)工作的IEMG、RMS隨時(shí)間增加，MPF隨時(shí)間下降， 但離心收縮的RMS和MPF的改變率比其它兩種工作為高（P<0.001）56。Orizo等研究了肱二頭肌分別在20、40、60、80MVC負(fù)荷下靜力工作至力竭的SEMG信號(hào)特征，發(fā)現(xiàn)IEMG隨時(shí)間增加，但其改變率與運(yùn)動(dòng)的強(qiáng)度無(wú)關(guān)57。 Crenshaw等在研究中，讓受試者分別以25和70MVC負(fù)荷進(jìn)行伸膝鍛煉，記錄股四頭肌的sEMG，發(fā)現(xiàn)中位頻率在兩種負(fù)荷都顯著下降，但其下

24、降以70MVC負(fù)荷時(shí)為高；RMS在兩種負(fù)荷都增加，但增加率則是以25MVC負(fù)荷時(shí)為高58。Cerdle等也采用了等動(dòng)伸膝動(dòng)作做為運(yùn)動(dòng)形式，記錄了完成70次最大等動(dòng)伸膝動(dòng)作過(guò)程中股四頭肌的sEMG變化，發(fā)現(xiàn)在最初的40次收縮階段MPF陡然下降，而后下降率有所降低59。Wretling等研究了9名案牘工作者在等動(dòng)儀上做伸膝動(dòng)作直至疲勞過(guò)程中的股四頭肌等動(dòng)收縮的肌電變化，發(fā)現(xiàn)，MPF在初期下降，隨后進(jìn)入穩(wěn)定階段；RMS在最初7次收縮中增加，隨后出現(xiàn)波動(dòng)，但總的趨勢(shì)是上升60。 Roy等觀(guān)察了四名健康受試者重復(fù)抬起、放下重物直至疲勞的過(guò)程中腰部肌肉SEMG的變化，發(fā)現(xiàn)中位頻率的變化呈現(xiàn)非線(xiàn)性，在每一次

25、抬起和放下重物過(guò)程中，又呈現(xiàn)出下降-恢復(fù)交替出現(xiàn)的幾個(gè)階段61。 ? 盡管在肌肉疲勞sEMG信號(hào)特征的研究中，許多結(jié)論并不完全一致，但大多數(shù)的研究結(jié)果依然證實(shí)，從初始態(tài)到疲勞態(tài)，sEMG的頻率譜向低頻轉(zhuǎn)移，即低頻比重增加、高頻比重減少，其特征值MPF、MF均減小。 4.3.3觀(guān)察運(yùn)動(dòng)治療模式的效果 在不同的肌肉運(yùn)動(dòng)模式中，參與運(yùn)動(dòng)的肌群不同，但在檢測(cè)電極間所募集到的肌電信號(hào)則是各個(gè)參與運(yùn)動(dòng)的肌群中的各根肌纖維的運(yùn)動(dòng)單位動(dòng)作電位（Motor unit action potential，MUAP）在檢測(cè)點(diǎn)引起的電位的總和。因此，不同的肌肉運(yùn)動(dòng)模式是由不同肌群收縮產(chǎn)生的，其所伴隨的表面肌電信號(hào)也是不同的，所以，完全有可能從不同的表面肌電信號(hào)特征中找到相應(yīng)的肌肉運(yùn)動(dòng)模式，這就是對(duì)肌肉運(yùn)動(dòng)模式進(jìn)行分類(lèi)的生理基礎(chǔ)。 應(yīng)用sEMG可以觀(guān)察各種運(yùn)動(dòng)治療模式的效果。尤其是在訓(xùn)練模式（如原動(dòng)肌/拮抗肌的關(guān)系，共收縮或交互抑制等）特殊的治療方法（如牽引、墊上訓(xùn)練或PNF模式等），不能用肉眼直接觀(guān)察時(shí)，客觀(guān)的sEMG信號(hào)就成為特別有用的評(píng)定工具。在等速運(yùn)動(dòng)中，肌肉的相互影響也可用