低負(fù)荷靜態(tài)收縮誘發(fā)屈肘肌疲勞的協(xié)同肌sEMG相干性

王樂軍， 陸愛云， 鄭樊慧， 龔銘新

(1．同濟(jì)大學(xué)體育部，上海200092;2．上海體育學(xué)院 運(yùn)動科學(xué)學(xué)院，上海200438;3．上海體育科學(xué)研究所，上海200030)

人體屈肘動作是完成眾多運(yùn)動任務(wù)的重要基本動作。在屈肘運(yùn)動過程中，肱二頭肌(bicepsbrachii，BB)和肱橈肌(brachioradialis，BR)作為屈肘關(guān)節(jié)最重要的主動肌，是運(yùn)動任務(wù)得以完成的最重要動力來源。在長時(shí)間屈肘運(yùn)動過程中，肱二頭肌和肱橈肌外周肌肉與中樞神經(jīng)系統(tǒng)會發(fā)生一系列的變化，并通過神經(jīng)肌肉調(diào)控的前饋系統(tǒng)和反饋系統(tǒng)作用［1－2］，引起屈肘肌運(yùn)動性肌肉疲勞的發(fā)生。在屈肘肌運(yùn)動性肌肉疲勞發(fā)生發(fā)展的過程中，作為協(xié)同肌的肱二頭肌與肱橈肌，其協(xié)同收縮特征及中樞神經(jīng)系統(tǒng)對其的支配也必然會發(fā)生一定的變化。對運(yùn)動性肌肉疲勞發(fā)生發(fā)展過程中中樞神經(jīng)系統(tǒng)對協(xié)同肌支配變化規(guī)律的研究，是目前生理學(xué)研究者關(guān)注的熱點(diǎn)問題。

在研究中樞神經(jīng)系統(tǒng)對協(xié)同收縮肌肉運(yùn)動控制的多種手段中，通過記錄負(fù)荷運(yùn)動任務(wù)過程中協(xié)同肌表面肌電信號(sEMG)，并對記錄的sEMG進(jìn)行相干性分析，是研究中樞神經(jīng)系統(tǒng)對協(xié)同肌同步控制的有效方法［3－5］。對完成負(fù)荷任務(wù)過程中協(xié)同收縮肌肉的肌電信號進(jìn)行相干性分析，為研究中樞神經(jīng)系統(tǒng)(CNS)對協(xié)同收縮肌肉共神經(jīng)輸入(common neural inputs)同步支配提供了有效的手段［3］。已有研究結(jié)果顯示，通過相干性分析觀察兩信號在不同頻段內(nèi)的頻率一致性可以了解中樞神經(jīng)系統(tǒng)支配的有關(guān)信息［3］。

圍繞運(yùn)動性肌肉疲勞誘發(fā)協(xié)同肌sEMG相干性變化特征及潛在機(jī)制等問題，目前國內(nèi)外已有相關(guān)的研究成果發(fā)表［3－5］。由于不同關(guān)節(jié)周圍肌肉、不同負(fù)荷運(yùn)動任務(wù)情況下所誘發(fā)運(yùn)動性肌肉疲勞機(jī)制的復(fù)雜性及差異性，兩協(xié)同肌sEMG相干函數(shù)值的變化會受到關(guān)節(jié)位置、運(yùn)動負(fù)荷任務(wù)等諸多因素的影響［3，6－7］。低 負(fù) 荷 (低 于 30% Maximal Voluntary Contraction，MVC)靜態(tài)收縮是人們?nèi)粘；顒又谐Ｒ姷募∪膺\(yùn)動方式。低負(fù)荷靜態(tài)收縮誘發(fā)的運(yùn)動性肌肉疲勞在引起中樞與外周變化方面與肌肉在較高負(fù)荷收縮所誘發(fā)運(yùn)動性肌肉疲勞存在一定的差異性［8－10］。對低負(fù)荷靜態(tài)收縮誘發(fā)運(yùn)動性肌肉疲勞的研究在前期并未引起研究者的關(guān)注與重視。目前尚未有研究對低負(fù)荷靜態(tài)收縮誘發(fā)屈肘肌疲勞引起肱二頭肌與肱橈肌相干性變化規(guī)律及潛在機(jī)制問題進(jìn)行過分析與探討。

本文以20%MVC靜態(tài)收縮誘發(fā)屈肘肌疲勞，記錄負(fù)荷運(yùn)動實(shí)驗(yàn)中屈肘肌、肱橈肌與肱二頭肌的sEMG。通過對比分析疲勞負(fù)荷實(shí)驗(yàn)前半段和后半段所記錄肱橈肌與肱二頭肌sEMG的相干性，探討低負(fù)荷靜態(tài)收縮誘發(fā)屈肘肌疲勞過程中協(xié)同肌、肱橈肌與肱二頭肌sEMG頻率變化的同步特征，進(jìn)而探討低負(fù)荷靜態(tài)收縮誘發(fā)屈肘肌疲勞引起CNS對協(xié)同肌群同步支配的變化情況。

1 研究對象與方法

1．1 研究對象健康青年男性志愿者15名，身高為(172．60 ±5．96)cm，體重為(65．02 ±8．89)kg，年齡為(23．20±2．51)歲。所有受試者在實(shí)驗(yàn)前了解實(shí)驗(yàn)流程并自愿參加本實(shí)驗(yàn)。受試者在實(shí)驗(yàn)前24 h內(nèi)未從事劇烈體力活動，無肌肉疲勞現(xiàn)象。

1．2 研究方法

1．2．1 實(shí)驗(yàn)程序

1．2．1．1 實(shí)驗(yàn)標(biāo)準(zhǔn)動作姿勢受試者舒適地正坐在座椅上，上身保持直立，分別調(diào)節(jié)座椅高度和人體姿勢，使得髖、膝、踝關(guān)節(jié)保持90°，雙腳平放于地面。右前臂與右上臂保持垂直，右上臂與水平面保持垂直，另一側(cè)手臂自然下垂于體側(cè)。

1．2．1．2 最大隨意收縮力測量在進(jìn)行靜態(tài)疲勞負(fù)荷實(shí)驗(yàn)之前，采用瑞士 CMV AG公司研制的CONTREX等動肌力測試系統(tǒng)(型號為PM1/MK2a，b)測量每位受試者右側(cè)肘關(guān)節(jié)屈肌MVC。測量MVC時(shí)受試者保持上述實(shí)驗(yàn)標(biāo)準(zhǔn)動作姿勢。每位受試者測量3次，每次間隔5 min，取其中最大值作為個人的MVC，單位是kg·m。

1．2．1．3 等長運(yùn)動疲勞負(fù)荷實(shí)驗(yàn)方案在保持上述實(shí)驗(yàn)標(biāo)準(zhǔn)動作姿勢的條件下，通過滑輪引線使得受試者右臂腕部拉住可在肘關(guān)節(jié)處產(chǎn)生20%MVC的重物，在實(shí)驗(yàn)中要求受試者盡力保持標(biāo)準(zhǔn)動作姿勢不變。受試者不能堅(jiān)持負(fù)荷運(yùn)動任務(wù)時(shí)結(jié)束實(shí)驗(yàn)［11－12］。在實(shí)驗(yàn)過程中記錄受試者右側(cè)肱橈肌和肱二頭肌sEMG。

1．2．1．4 表面肌電信號采集采用 NeuroScan生物電信號采集系統(tǒng)中的2個雙極導(dǎo)聯(lián)，分別記錄實(shí)驗(yàn)過程中受試者右側(cè)肱橈肌和肱二頭肌sEMG。將2個雙極導(dǎo)聯(lián)灌入導(dǎo)電膏后分別置于右側(cè)肱二頭肌和肱橈肌的肌腹表面，兩電極間距2 cm。放置電極前對皮膚進(jìn)行減小阻抗的常規(guī)處理(去毛、75%酒精棉球清理皮膚等)。采集肌電信號的采樣頻率設(shè)置為2 000 Hz，帶通濾波頻率設(shè)置為5～500 Hz。

1．2．2 數(shù)據(jù)的處理1)將采集的sEMG按等時(shí)間間隔(2．048 s)進(jìn)行分段。2)計(jì)算每段sEMG的均方根振幅RMS、基于傅里葉功率譜轉(zhuǎn)換計(jì)算中值頻率MF。3)以每位受試者第一段sEMG所計(jì)算指標(biāo)為初始值，對所計(jì)算的RMS和MF值相對于初始值進(jìn)行標(biāo)準(zhǔn)化［13－14］。4)由于每位受試者負(fù)荷運(yùn)動實(shí)驗(yàn)的時(shí)間不同，為了便于橫向計(jì)算及比較分析，采用線性插值的方法將前期按等時(shí)間間隔計(jì)算的各sEMG指標(biāo)數(shù)據(jù)標(biāo)準(zhǔn)化為20個數(shù)據(jù)點(diǎn)［13］。5)將采集的sEMG按時(shí)間長度平均分為2段，分別記為運(yùn)動前半段和運(yùn)動后半段［14］。6)對運(yùn)動前半段和運(yùn)動后半段肱二頭肌和肱橈肌sEMG進(jìn)行相干性分析。相干函數(shù)計(jì)算的參數(shù)參照相關(guān)文獻(xiàn)［14－15］設(shè)置(短時(shí)傅里葉變換窗口類型為Hanning window，分段長度為2 048個樣本點(diǎn)，重疊為50%)。

1．2．3 數(shù)據(jù)統(tǒng)計(jì)分析采用 Kolmogorov－Smirnov test方法分析數(shù)據(jù)的正態(tài)性。采用Friedman非參數(shù)檢驗(yàn)法對實(shí)驗(yàn)不同時(shí)間段內(nèi)sEMG的RMS、MF指標(biāo)進(jìn)行差異性檢驗(yàn)。采用配對t檢驗(yàn)對疲勞負(fù)荷實(shí)驗(yàn)前、后半段測試肌肉sEMG相干性分析結(jié)果的差異性進(jìn)行檢驗(yàn)，差異的顯著性水平為P＜0．05。運(yùn)用SPSS13．0軟件進(jìn)行統(tǒng)計(jì)分析。

2 研究結(jié)果

2．1 疲勞實(shí)驗(yàn)過程中肱二頭肌與肱橈肌RMS、MF的變化特征從圖1可以看出，在實(shí)驗(yàn)過程中肱二頭肌和肱橈肌sEMG指標(biāo)RMS均隨運(yùn)動持續(xù)時(shí)間增加逐漸增加，而MF均隨運(yùn)動持續(xù)時(shí)間增加逐漸減小。采用多個相關(guān)樣本非參數(shù)檢驗(yàn)的Friedman方法，對疲勞負(fù)荷實(shí)驗(yàn)過程中不同時(shí)間階段內(nèi)肱二頭肌與肱橈肌sEMG指標(biāo)RMS和MF(歸一化前的值)的差異性進(jìn)行檢驗(yàn)，發(fā)現(xiàn)肱二頭肌和肱橈肌MF和RMS指標(biāo)在不同時(shí)間階段內(nèi)的值具有顯著性差異(肱二頭肌RMS、肱二頭肌 MF、肱橈肌 RMS、肱橈肌 MF均為 P=0．000)。

圖1 疲勞實(shí)驗(yàn)中肱二頭肌與肱橈肌RMS、MF的變化特征Figure 1．Changes of RMSand MF in BB and TB Muscles during Fatiguing Contraction

2．2 協(xié)同肌、肱二頭肌與肱橈肌sEMG相干性 從圖2可以看出，在運(yùn)動前半段和運(yùn)動后半段肱二頭肌與肱橈肌sEMG相干函數(shù)在10 Hz和35 Hz附近各表現(xiàn)出一個波峰。運(yùn)動后半段肱二頭肌與肱橈肌sEMG在圖示頻率范圍內(nèi)的相干函數(shù)值多數(shù)大于運(yùn)動前半段。運(yùn)動前半段和運(yùn)動后半段肱二頭肌與肱橈肌sEMG相干函數(shù)在不同頻段內(nèi)最大值所處的頻率無顯著性差異(圖3)。

從圖4可以看出，在Beta內(nèi)運(yùn)動后半段肱二頭肌與肱橈肌sEMG相干函數(shù)值要明顯大于運(yùn)動前半段，在Tremor和Gamma頻段內(nèi)運(yùn)動前半段和運(yùn)動后半段肱二頭肌與肱橈肌sEMG相干函數(shù)值無顯著性差異。

圖2 協(xié)同肌、肱橈肌與肱二頭肌sEMG相干函數(shù)均值隨頻率的變化曲線Figure 2．Changing of Averaged Coherence Value between BB and BR sEMG with Frequency

圖3 肱二頭肌與肱橈肌sEMG相干函數(shù)在不同頻段內(nèi)最大值所處的頻率Figure 3．Frequency at Which the Maximum Coherence Occurred in Each Frequency Band

圖4 不同運(yùn)動階段肱二頭肌與肱橈肌sEMG相干函數(shù)各頻段內(nèi)的值Figure 4．Coherence Value in Each Frequency Band during Different Fatiguing Contraction Phase

3 討論

在靜態(tài)屈肘運(yùn)動過程中，隨運(yùn)動持續(xù)時(shí)間的延長，反映sEMG振幅的RMS逐漸增加，而基于傅里葉變換計(jì)算的中值頻率MF逐漸減小。在運(yùn)動前半段和運(yùn)動后半段，肱二頭肌與肱橈肌sEMG相干函數(shù)在10 Hz和35 Hz附近各表現(xiàn)出一個波峰。在0～70 Hz的大部分頻率范圍內(nèi)，運(yùn)動后半段的相干函數(shù)值較運(yùn)動前半段均有所增大。在不同頻段內(nèi)，運(yùn)動前半段和運(yùn)動后半段相干函數(shù)最大值所處的頻率并無顯著性的差異。在Beta內(nèi)，運(yùn)動后半段肱二頭肌與肱橈肌sEMG相干函數(shù)值明顯大于運(yùn)動前半段。其中，RMS隨運(yùn)動持續(xù)時(shí)間的逐漸增加和MF隨運(yùn)動持續(xù)時(shí)間的逐漸減小是肌肉在次最大負(fù)荷靜態(tài)收縮誘發(fā)局部肌肉疲勞的典型特征。MF的下降主要是由于肌纖維動作電位傳導(dǎo)速度下降、運(yùn)動單位的放電頻率下降等因素引起，而RMS指標(biāo)的增加表明在疲勞條件下為維持既定的負(fù)荷水平神經(jīng)系統(tǒng)募集運(yùn)動單位的數(shù)量和激活頻率增加等因素有關(guān)［16－18］。本研究中RMS和MF隨運(yùn)動持續(xù)時(shí)間的變化情況一方面反映了疲勞負(fù)荷實(shí)驗(yàn)過程中受試者疲勞的發(fā)生發(fā)展情況，另一方面也為了解肌肉中樞與外周的某些變化提供了有價(jià)值的信息。

在運(yùn)動性肌肉疲勞誘發(fā)協(xié)同收縮肌肉相干性變化的研究方面，A．Danna－Dos Santos等［7］和 S．Kattla 等［3］分別對手部肌肉40%MVC負(fù)荷靜態(tài)收縮和第一骨間背側(cè)肌、指淺屈肌靜態(tài)負(fù)荷收縮誘發(fā)肌肉疲勞后引起協(xié)同肌相干性的變化進(jìn)行了研究與探討，結(jié)果發(fā)現(xiàn)疲勞引起不同頻段范圍內(nèi)相關(guān)函數(shù)值的增加，其中，S．Kattla等［3］的研究發(fā)現(xiàn)疲勞引起相干函數(shù)在 Beta gamma頻段內(nèi)的值均增加，而 A．Danna－Dos Santos等［7］的研究發(fā)現(xiàn)在所研究的大部分肌肉中，sEMG相干函數(shù)只在0～35 Hz頻段內(nèi)出現(xiàn)增加現(xiàn)象。此外，王樂軍等［14］對靜態(tài)收縮誘發(fā)運(yùn)動性肌肉疲勞誘發(fā)主動肌與拮抗肌sEMG相干性分析的研究結(jié)果顯示，運(yùn)動性肌肉疲勞引起主動肌與拮抗肌sEMG相干函數(shù)在Beta和Gamma頻段內(nèi)的值降低。

前期研究結(jié)果顯示，不同頻段內(nèi)相干函數(shù)值的大小可以反映神經(jīng)肌肉系統(tǒng)調(diào)控的相關(guān)信息。其中，15～30 Hz的beta頻段被認(rèn)為是研究中樞神經(jīng)系統(tǒng)運(yùn)動控制的重要頻段，相干函數(shù)值在該頻段內(nèi)的活動是與大腦運(yùn)動皮層驅(qū)動相關(guān)的。通過觀察和分析兩肌肉在收縮過程中的肌電信號在beta頻段內(nèi)相干函數(shù)值，可以了解運(yùn)動皮層和脊髓運(yùn)動中樞對協(xié)同收縮肌肉同步支配水平的改變情況［19－21］。Gamma頻段內(nèi)相干函數(shù)值的大小似乎也跟運(yùn)動皮層的控制有關(guān)［3］。Tremor頻段內(nèi)的相干函數(shù)值似乎受到中樞支配及外周環(huán)境改變等多種因素的影響［14］。

在本研究中，運(yùn)動后半段相干函數(shù)在Beta頻段內(nèi)的值明顯大于運(yùn)動前半段，這與S．Kattla和A．Danna－Dos Santos的研究結(jié)果是相一致的，表明以20%MVC靜態(tài)負(fù)荷屈肘運(yùn)動致肌肉疲勞過程中皮層神經(jīng)元與運(yùn)動神經(jīng)元池之間的同步耦合性的增加［3］，提示隨著運(yùn)動性肌肉疲勞的發(fā)生發(fā)展，運(yùn)動皮層對肱二頭肌與肱橈肌采取了相同的調(diào)節(jié)方式，由此造成中樞神經(jīng)系統(tǒng)對肱二頭肌與肱橈肌共神經(jīng)輸入同步支配的增加。與S．Kattla研究結(jié)果不同的是，在本研究中運(yùn)動前半段肱二頭肌與肱橈肌sEMG在Gamma頻段內(nèi)的相干函數(shù)值并無顯著的差異性。通過Karen S?gaard等［8］和J．L．Smith等［9］的研究可以推斷，在 20%MVC 負(fù)荷靜態(tài)屈肘誘發(fā)的屈肘肌疲勞是外周與中樞共同作用的結(jié)果，其中中樞所起作用在整個屈肘肌疲勞中占有相當(dāng)高的比例。以20%MVC靜態(tài)負(fù)荷收縮誘發(fā)的屈肘肌疲勞與肌肉在較高負(fù)荷收縮所誘發(fā)運(yùn)動性肌肉疲勞在疲勞產(chǎn)生機(jī)理方面存在一定的差異性。本研究對低負(fù)荷收縮誘發(fā)屈肘肌疲勞引起相干性變化與之前研究的差異性，或許和低負(fù)荷靜態(tài)收縮誘發(fā)疲勞機(jī)理的特異性有關(guān)，但是對于其機(jī)制及中樞調(diào)控策略等問題尚需進(jìn)一步的研究。

C．J．De Luca 等［22］的研究結(jié)果顯示，在人體運(yùn)動中，CNS控制協(xié)同工作的肌肉以一個共同的功能單位參與收縮。其中，“共驅(qū)動”控制策略作為CNS控制協(xié)同工作肌肉的重要方式之一，其不僅僅被用于單一維度關(guān)節(jié)周圍主動肌與拮抗肌協(xié)同收縮的中樞控制策略，在單一維度關(guān)節(jié)周圍的協(xié)同肌控制中也被采用。在運(yùn)動性肌肉疲勞發(fā)生、發(fā)展的過程中，隨著肌肉收縮能力下降、神經(jīng)肌肉系統(tǒng)感知運(yùn)動的本體感覺能力下降等因素作用，中樞神經(jīng)系統(tǒng)對協(xié)同工作肌肉的控制方式會發(fā)生一定的改變以更好地適應(yīng)運(yùn)動負(fù)荷任務(wù)的需要［2］。王樂軍等［14］的研究發(fā)現(xiàn)，運(yùn)動性肌肉疲勞引起主動肌與拮抗肌sEMG相干函數(shù)在Beta和Gamma頻段內(nèi)的值降低，而本研究發(fā)現(xiàn)低負(fù)荷靜態(tài)收縮誘發(fā)屈肘肌疲勞后引起協(xié)同肌、肱橈肌與肱二頭肌相干函數(shù)值在Beta頻段內(nèi)的增加，這一研究結(jié)果也從一定層面揭示了協(xié)同肌與拮抗肌各自的功能特點(diǎn)及疲勞后中樞神經(jīng)系統(tǒng)對不同協(xié)同工作肌肉采取的不同調(diào)控方式。在運(yùn)動性肌肉疲勞過程中，脊髓運(yùn)動神經(jīng)元興奮性及運(yùn)動皮層對脊髓運(yùn)動神經(jīng)元激活能力下降。疲勞引起CNS對協(xié)同肌共神經(jīng)輸入同步支配的增加可以補(bǔ)償由皮層－脊髓對肌肉支配能力的下降［3］。此外，在肌肉產(chǎn)生運(yùn)動性肌肉疲勞過程中，為更有效地維持既定的收縮力水平，中樞神經(jīng)系統(tǒng)或許對肱二頭肌與肱橈肌運(yùn)動單位的激活采取更加同步的方式。

4 結(jié)論

在20%MVC靜態(tài)負(fù)荷屈肘運(yùn)動致肌肉疲勞過程中，運(yùn)動后半段肱二頭肌與肱橈肌sEMG在Beta頻段內(nèi)相干函數(shù)值明顯大于運(yùn)動前半段，提示疲勞過程中肱二頭肌與肱橈肌共神經(jīng)輸入同步支配的增加。這或許是為補(bǔ)償疲勞引起的運(yùn)動神經(jīng)元興奮性下降，大腦運(yùn)動皮層控制協(xié)同肌以更加同步的方式活動，在肌肉收縮能力下降的情況下繼續(xù)維持既定的負(fù)荷運(yùn)動任務(wù)。

［1］ Enoka R M，Baudry S，Rudroff T，et al．Unraveling the Neurophysiology of Muscle Fatigue［J］．J Electromyogr Kinesiol，2011，21(2):208 －219

［2］ Gandevia SC．Spinal and Supraspinal Factors in Human Muscle Fatigue［J］．Physiol Rev，2001，81:1725 －1789

［3］ Kattla S，Lowery M M．Fatigue Related Changes in Electromyographic Coherence between Synergistic Hand Muscles［J］．Exp Brain Res，2010，202(1):89 －99

［4］ Siemionow V，Sahgal V，Yue G H．Single－Trial EEG－EMG Coherence Analysis Reveals Muscle Fatigue－Related Progressive Alterations in Corticomuscular Coupling［J］．IEEE Transactions on Neural and Rehabilitation Systems Engineering，2010，18(2):97 －106

［5］ Tuncel D，Dizibuyuk A，Kiymik M K．Time Frequency Based Coherence Analysis between EEG and EMG Activities in Fatigue Duration［J］．Journal of Medical Systems，2010，34(2):131－138

［6］ Yang Q，F(xiàn)ang Y，Sun C K，et al．Weakening of Functional Corticomuscular Coupling during Muscle Fatigue［J］．Brain Res，2009，1250:101 －112

［7］ Tecchio F，Porcaro C，Zappasodi F，et al．Cortical Short－Term Fatigue Effects Assessed Via Rhythmic Brain－Muscle Coherence［J］．Exp Brain Res，2006，174:144 －151

［8］ Karen S?gaard，Simon C G，Gabrielle T，et al．The Effect of Sustained Low－Intensity Contractions on Supraspinal Fatigue in Human Elbow Flexor Muscles［J］．J Physiol，2006，573(2):511－523

［9］ Smith J L，Martin P G，Gandevia S C，et al．Sustained Contraction at Very Low Forces Produces Prominent Supraspinal Fatigue in Human Elbow Flexor Muscles［J］．J Appl Physiol，2007，103:560 －568

［10］ Yassierli，Maury A Nussbaum．Utility of Traditional and Alternative EMG－Based Measures of Fatigue during Low－Moderate Level Isometric Efforts［J］．Journal of Electromyography and Kinesiology，2008，18:44 － 53

［11］ 王篤明，王健，葛列眾．靜態(tài)負(fù)荷誘發(fā)肌肉疲勞時(shí)表面肌電信號(sEMG)變化與主觀疲勞感之間的關(guān)系［J］．航天醫(yī)學(xué)與醫(yī)學(xué)工程，2004，17(3):201－204

［12］ 王健，方紅光，楊紅春．運(yùn)動性肌肉疲勞的表面肌電非線性信號特征［J］．體育科學(xué)，2005，25(5):39 －43

［13］ Winter D A．Biomechanics and Motor Control of Human Movement［M］．New York:John Wiley Sons，2009:43

［14］ 王樂軍，黃勇，龔銘新，等．運(yùn)動性肌肉疲勞過程中主動肌與拮抗肌sEMG相干性分析［J］．體育科學(xué)，2011，31(10):79－84

［15］ Terry K，Griffin L．How Computational Technique and Spike Train Properties Affect Coherence Detection［J］．J Neurosci Methods，2008，168:212 －223

［16］ 王健，楊紅春，劉加海．疲勞相關(guān)表面肌電信號特征的非疲勞特異性研究［J］．航天醫(yī)學(xué)與醫(yī)學(xué)工程，2004，17(1):39－43

［17］ Lowery M M，Stoykov N S，Kuiken T A．A Simulation Study to Examine the Use of Cross－Correlation as an Estimate of Surface EMGCross Talk［J］．J Appl Physiol，2003，94:1324－1334

［18］ Anita C J，Greig I，Gray K，et al．Relationships between Surface EMG Variables and Motor Unit Firing Rates［J］．Eur JAppl Physiol，2009，107:177 －185

［19］ Conway B A，Halliday D M，F(xiàn)armer S F，et al．Synchronization between Motor Cortex and Spinal Motoneuronal Pool during the Performance of a Main Tained Motor Task in Man［J］．J Physiol，1995，489(3):917 － 924

［20］ Salenius S，Portin K，Kajola M，et al．Cortical Control of Human Motoneuron Firing during Isometric Contraction［J］．JNeurophysiol，1997，77:3401 －3405

［21］ Baker SN，Olivier E，Lemon R N．Coherent Oscillations in Monkey Motor Cortex and Hand Muscle EMG Show Task－Dependent Modulation［J］．JPhysiol，1997，501:225 － 241

［22］ De Luca CJ，Erim Z．Common Drive in Motor Units of a Synergistic Muscle Pair［J］．J Neurophysiol，2002，87:2200－2204