肌電圖（EMG）在運動生物力學研究中的應用

王 琨，李小生，宋 姌，富仁杰，郭曉慧

肌肉（骨骼肌）是人體運動系統(tǒng)重要的組成部分，是人體主動運動的動力來源。肌肉的生物力學研究是對人體運動產(chǎn)生變化進一步深入研究的基礎，也最具吸引力和挑戰(zhàn)性。肌電圖（EMG）測量與分析作為肌肉生物力學研究的重要方法與手段之一，得到了深入研究和廣泛應用。在運動生物力學研究中，肌肉的EMG測量主要是為了獲得肌肉活動的信息和收縮特征，包括有肌肉（群）活動的時程（順序）、肌肉收縮強度（力量）和肌肉疲勞。從而，進一步探究和揭示運動的本質(zhì)與特征。

本文主要依據(jù)目前的相關(guān)研究成果，從應用的角度出發(fā)，對EMG的應用測量、結(jié)果的處理與分析和應用實例進行綜述，并對目前的研究提出問題進行探討與展望。目的在于為EMG在運動生物力學中的進一步研究與應用提出思考和幫助。

1 EMG的測量

1.1 測量設備

肌電圖儀的種類和型號較多，從測量方式上，分為有線測量和無線遙測兩種；從引導電極使用上，分為針電極肌電圖測量和表面電極肌電圖（sEMG）測量，前者主要用于臨床或動物實驗，后者廣泛應用于運動人體科學研究。

目前在人體運動中，使用的多為sEMG的有線（實驗室內(nèi)）或無線遙測（運動場上）肌電圖儀，如：德國的BIOVISION、美國的NORAXON和芬蘭的MEGA等4～16通道肌電測量儀，同時帶有電腦終端的肌電信號記錄、處理與分析系統(tǒng)。

1.2 測量方式（同步問題）

EMG儀的單一測量和與其他設備的同步測量。如高速攝像機、三維測力臺、關(guān)節(jié)角度儀等的同步測量。在運動生物力學研究中，EMG儀與其他設備的同步測量對研究至關(guān)重要。

在EMG測量上，如果要獲得肌肉活動與人體運動的運動學、動力學的相關(guān)信息，就必須進行EMG儀與其他相關(guān)設備的同步測量。尤其對快速的動作測量，必須要做到精確同步，包括：考慮設備的參數(shù)設定，如采樣頻率的統(tǒng)一，以及對測量結(jié)果的處理等（插值的應用）。另外，對表面電極的放置、皮膚處理、測量規(guī)范等有嚴格要求，以保證測量的一致性和有效性。

2 EMG指標的處理與分析

2.1 時域分析及指標

時域分析是以時間為自變量，以肌電信號為函數(shù)，來描述肌電信號隨時間變化的振幅特征，而不涉及肌電信號的頻率變化的非時間自變量。主要包括以下指標：原始肌電圖（EMG）、平均振幅（MA）、均方根肌電（RMS）和積分肌電（IEMG）。這些指標主要用于評判肌肉收縮程度（強弱）與特征的情況。

（1）原始肌電圖（EMG）：是直接記錄下來的肌電結(jié)果，從EMG振幅的大小可以直觀看出肌肉活動的強弱。

（2）平均振幅（MA）：反映肌電信號的強度，與肌肉參與的運動單位數(shù)目的多少及放電頻率的同步化變化程度有關(guān)[1]。

（3）均方根肌電（RMS）：是運動單位放電有效值，其大小取決于肌電幅值的大小，與運動單位募集數(shù)量的多少和興奮節(jié)律有關(guān)[2]。

（4）積分肌電（iEMG）：是肌電信號經(jīng)過全波整流后隨時間變化的曲線下所包繞面積的總和，是全波整流信號的積分總值，它反映了一定時間內(nèi)肌肉中參與活動的運動單位總放電量。iEMG值的大小在一定程度上反映運動單位募集的數(shù)量多少和每個運動單位的放電大小，是評價肌纖維參與多少的重要指標[3,4]

2.2 頻域分析及指標

頻率域分析是對肌電信號進行頻率變化特征的分析，是將時域信號通過快速傅立葉轉(zhuǎn)換（FFT）得出的頻域信號，在表面肌電信號的檢測與分析中具有重要的應用價值。頻域分析主要指標有平均功率頻率（MPF）、中位頻率（MF）等，主要用于判斷肌肉的疲勞情況。此外對肌電信號“小波處理”的方法，從時域和頻域兩方面對EMG進行較為全面的分析。

3 應用研究

3.1 肌肉活動的時程（順序）

肌肉活動順序?qū)ε袛鄤幼鞯膮f(xié)調(diào)性具有十分重要意義。在人體運動生物力學研究中，運動技術(shù)的合理和有效性在肌肉（群）活動順序上體現(xiàn)尤為重要，從而反映在動作技術(shù)原理上，為正確指導技術(shù)和力量訓練提供依據(jù)。

在EMG測量的肌肉活動順序判定上，其關(guān)鍵的指標是肌肉激活閾值（電位值）的設定。通常在sEMG的肌肉群激活電位的設定上是，測試前在肌肉群靜息狀態(tài)（放松）下測定10 s的最大值設定為肌肉群激活值。當然不同的EMG儀的測試結(jié)果不完全相同，這與肌電儀的抗干擾性能，以及測試條件、環(huán)境、肌肉的選擇和電極的放置等有關(guān)。如采用MEGA-16通道肌電測量儀（采樣頻率1000 Hz）測定的激活值（絕對值）不超過50 μv。

3.2 EMG與肌肉收縮力量

肌電能良好地表現(xiàn)肌肉用力特征。兩者有對應關(guān)系，肌肉的收縮力量愈大，肌電信號也愈強。Lippold等（1952，1953）在人小腿三頭肌上所做的實驗顯示等長肌力與肌電存在著線性關(guān)系，另外些學者也有相同的研究報道（Ludin等 1971；Hof等1977；Ringeberg 1985）。盡管大多數(shù)肌肉在一定條件下存在著肌力與肌電的線性關(guān)系，但這一結(jié)論并不能推廣到所有肌肉。不同肌肉的肌力與肌電關(guān)系不同，其中有線性關(guān)系，也有非線性關(guān)系，因肌肉而異。Vredenbregt等（1973）研究發(fā)現(xiàn)，肘關(guān)節(jié)屈肌最大等長收縮的肌力與肌電完全不是線性關(guān)系。對同一肌肉還出現(xiàn)一定強度范圍內(nèi)為線性，而另一強度范圍內(nèi)為非線性的情況[6]（石玉琴，1986）。有研究者認為這種現(xiàn)象與肌肉的快慢肌纖維組成及兩種纖維參與收縮的程度有關(guān)[7]（李良標，1991）。

蔣海鷹[8]（1987）對股四頭肌隨意收縮過程中肌電與肌力矩、膝關(guān)節(jié)角度、膝關(guān)節(jié)運動速度之間關(guān)系進行了細致的研究，結(jié)果發(fā)現(xiàn)股四頭肌等長收縮時肌力矩與肌電成正比；股四頭肌在慢速（ω<1.00 rad.s-1）伸膝過程中肌電與肌力矩、肌電與膝關(guān)節(jié)角度成指數(shù)曲線關(guān)系；股四頭肌在中速（1.00 rad.s-1 <ω<2.50 rad.s-1）伸膝過程中肌電與膝關(guān)節(jié)角度成指數(shù)曲線關(guān)系；股四頭肌在快速（ω>2.50 rad.s-1）伸膝過程中肌電與膝關(guān)節(jié)角度成S型曲線關(guān)系。并且以相同速度伸膝時，肌電隨負荷的增加而增大，負荷相同時，肌電隨伸膝速度加快而增大。

神經(jīng)肌肉興奮強度的大小是決定肌肉收縮力量大小的主要因素之一。肌肉興奮強度越大，動作電位越高，肌纖維募集數(shù)量越多，收縮力也越大。但離心收縮并非完全如此。Kellis等人[9]（1998）對膝關(guān)節(jié)伸屈肌群等動向心和離心收縮的研究發(fā)現(xiàn)，同一速度下肌肉離心收縮的肌電活動（iEMG值）顯著小于向心收縮，并且隨離心收縮速度的增加，肌肉力量增大，肌電活動（iEMG值）略有降低。這表明離心收縮力量的增加并不伴隨神經(jīng)興奮強度增高，反而出現(xiàn)抑制。

Winter[10]（1979）指出，離心收縮力學機制是首先在收縮元內(nèi)切斷蛋白鏈橫橋所需的力要比保持等長收縮長度的力更大才行，切斷橫橋的速度愈快，需要的力也愈大；其次是肌肉收縮的粘滯性磨擦很強，由于肌肉離心收縮（肌肉被拉長）的方向與動作方向相反，要很大的肌腱力才能克服阻尼磨擦。因此肌肉離心收縮與向心收縮在神經(jīng)控制和肌肉表現(xiàn)出的力學性質(zhì)上是不同的，對離心收縮來講，肌肉彈性成份力學因素的作用在收縮中更加重要。

盡管大量的研究者比較了力量訓練前后肌肉的EMG，并把它作為神經(jīng)興奮的變化參數(shù)，然而這些結(jié)果是含糊的[11]。有些研究發(fā)現(xiàn)經(jīng)過幾周訓練后肌肉EMG幅值顯著增大（Narici et al. 1989; Hakkinen et al. 1998），有些發(fā)現(xiàn)EMG幅值產(chǎn)生任務性增大（Thepaut-Mathieu et al. 1988; Higbie et al. 1996;Hortobagyi et al. 1996），有些則發(fā)現(xiàn)EMG沒有改變（Carolan& Cafarelli 1992）。造成產(chǎn)生這些多樣性結(jié)果的原因之一是由于EMG測試對象和測試過程的可變性。EMG信號絕對幅值大小受許多因素影響而變化，例如：電極位置的不同，皮膚和皮下組織阻抗的變化等。我們可以通過對肌肉同一位置上的多次EMG測量，并取平均值（Clancy & Hogan 1995），或者記錄下相對M波的標準化EMG信號（Keen et al. 1994），以降低這種可變性。例如：Hakkinen et al.（1998）對測得的股外側(cè)肌與股中肌的濾波和積分EMG相加處理（稱為“相加EMG”）。他們在研究中發(fā)現(xiàn)，參加不同組別的實驗對象，包括等長收縮訓練組、1RM抗負荷訓練組和最大縱跳訓練組，其與訓練相關(guān)的相加EMG都獲得顯著增大。類似地，Higbe et al.（1996）發(fā)現(xiàn)，在等動訓練儀上經(jīng)過10周訓練的實驗對象，其股中肌和股外側(cè)肌的相加EMG顯著增大。而且，EMG的增大具有訓練任務特性，如：進行離心收縮訓練的實驗對象，在離心收縮測試中其峰值力矩增加36%，EMG增加17%；而在向心測試中其EMG僅增加7%[11]。

從目前的研究看，對肌肉隨意收縮僅僅以肌電活動的強弱來判斷肌力大小是不夠科學的，而應同時考慮肌肉收縮方式、收縮速度、動作的協(xié)調(diào)性、肌肉激活同步性的神經(jīng)控制等因素，并結(jié)合運用肌肉功能解剖學原理來分析各肌群的功能，才能進一步準確地表達肌電與肌力關(guān)系的意義。這方面的研究還在不斷的探索當中。

3.3 EMG與肌肉疲勞

肌肉的活動狀態(tài)分為兩種，即靜力性和動力性收縮。這兩種收縮形式下的肌肉疲勞所產(chǎn)生的EMG信號的變化規(guī)律會有所不同。肌肉在的靜力性負荷收縮狀態(tài)下，絕大多數(shù)研究發(fā)現(xiàn)，四肢和腰部肌肉的頻域分析指標變化規(guī)律性良好，主要表現(xiàn)為隨肌肉收縮持續(xù)時間的延長或肌肉收縮次數(shù)的增加，MPF或MF呈線性規(guī)律下降且下降速度主要與負荷的大小或肌肉疲勞程度明顯相關(guān)[12,13]。

王健等[5]在《表面肌電信號分析及其應用研究》提到：在肌肉等速測試條件下，多數(shù)研究發(fā)現(xiàn)，隨著肌肉收縮次數(shù)的增加或收縮時間的延長，肌電信號功率譜的總功率增加。但是頻域指標變化不具有規(guī)律性。無論是肌肉的靜力性還是動力性收縮，通常伴隨活動肌肉疲勞的發(fā)生和發(fā)展，肌電信號的FFT頻譜曲線由高頻向低頻方向發(fā)生不同程度移動，即“左移現(xiàn)象”，從而反映出MPF和M F值產(chǎn)生相應的下降。另外王健[3]在《肌肉疲勞的表面肌電信號特征研究與進展》中提到：肌肉動力性收縮下，隨著肌肉疲勞的發(fā)生和發(fā)展，其時域指標的IEMG和RMS呈現(xiàn)線性增加。

王奎等[13]在《sEMG技術(shù)在評價運動性疲勞方面的方法與應用》中提到：在肌肉的疲勞分析方面，EMG的時域和頻域指標在肌肉疲勞過程中均呈現(xiàn)出明顯的直線遞減型變化，時域指標的變異較大。頻域指標時間序列曲線的斜率與負荷持續(xù)時間明顯相關(guān)，而時域指標的相關(guān)不明顯；頻域指標某些變化特征（頻域指標時間序列曲線的斜率）不受肢體圍度和皮下脂肪厚度的影響，時域指標則易受影響；在反映肌肉的活動狀態(tài)和功能狀態(tài)上MPF更具敏感性。

王凌云等[12]在《應用表面肌電圖評定乒乓球運動員上肢的肌疲勞》中指出：sEMG 的頻域指標MPF、MF能較敏感地反應乒乓球訓練上肢肌肉功能狀況，可作為評價肌肉動態(tài)負荷水平的生理學指標。

張非若[14]等在《重復作業(yè)上肢肌肉疲勞的表面肌電實驗研究》中應用肌電遙測記錄肱橈肌、肱二頭肌、三角肌、斜方肌的表面肌電信號，采用時域、頻域及肌電術(shù)振幅、頻譜聯(lián)合分析方法的指標進行分析。得出的結(jié)論是：重復性操作中，肌肉呈疲勞、恢復、負荷增加及再次疲勞的變化。肌電指標（如MVE%、MF、MPF及其斜率）在操作過程中的變化可以反映動態(tài)勞動的肌肉疲勞。

4 研究中存在的問題與應用展望

盡管EMG在運動生物力學研究中得到廣泛應用，但是在許多方面還存在一些不夠完善和不確定問題。包括測量方法與手段的應用，測試與數(shù)據(jù)處理的標準化等等。

4.1 測量儀器問題

目前對運動員的EMG場地測量均采用無線遙測（表面電極）肌電儀（信號遙測范圍50～80 m），由于電極導聯(lián)線的影響，特別是測量肌肉較多時（8塊肌肉）導聯(lián)線對運動員形成一定的羈絆，影響動作的正常發(fā)揮。其次表面電極安置時間較長，至少要10 min以上，再加上對皮膚處理時間共在15 min以上，對運動員熱身后的測量狀態(tài)產(chǎn)生一定影響。

4.2 測量的同步問題

如前所述，運動生物力學研究的EMG與運動學、動力學同步測量的重要性。在肌電儀、測力臺和高速攝像聯(lián)合測量中會出現(xiàn)不同步現(xiàn)象，導致測量結(jié)果功虧一簣。究其原因可能有兩方面，一是操作技術(shù)原因，由于所測量設備不可能保持完全一致的采樣頻率，通常要以采樣頻率最高的設備為同步信號觸發(fā)原；二是同步裝置硬件原因，觸發(fā)信號無線傳輸出現(xiàn)滯后，尤其是測量設備和測量肌肉多，數(shù)據(jù)傳輸量大時。

4.3 EMG測量及數(shù)據(jù)處理的標準化問題

要對受試者不同肌肉或不同受試者肌肉的EMG測試指標進行比較，就必須進行肌肉EMG的標準化測試。目前的相關(guān)研究中，無論是對靜力性還是動力性動作的肌肉EMG測量各項指標，均選擇固定關(guān)節(jié)角度下的最大等長隨意收縮測量（MVIC）[15,16,17]，并以其測量值作為標準化值1（100%），動作中的實際測量獲得的指標以% MVIC表示以便于比較。然而，在實際動作中肌肉收縮的形式是變化的，單以MVIC測量的標準化值作為標準是否合理還值得探討與研究。

另外，對不同受試者肌肉EMG測量的時域指標（MA、RMS和iEMG）比較，由于每名受試者所完成動作的時間不完全相同，也要進行時間標準化處理。從而消除在時間上的不等因素，以保證結(jié)果的一致和可比性[18,19]。

4.4 應用展望

綜上所述，EMG測量作為運動生物力學重要研究方法與測量手段之一，在應用上應進一步完善與研究。

（1）在測量儀器和設備上充分利用高新技術(shù)手段，完善測試硬件和技術(shù)開發(fā)。如減少測試裝備的繁復、電極安放數(shù)量、同步設備的研制等。從而保障該方法和手段運用的實踐性和有效性。

（2）加強EMG基礎研究，拓展相關(guān)研究的領域，如EMG與動作協(xié)調(diào)的關(guān)系研究；EMG與肌肉疲勞閾的研究[5,12]；EMG與肌動圖（MMG）關(guān)系的研究[20,21]等。

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