基于短時(shí)傅里葉變換的動(dòng)力性運(yùn)動(dòng)疲勞肌音特征分析

張海島，閔一建，錢(qián)鐵群，許　龍，李鳳鳴

(1.中國(guó)計(jì)量大學(xué) 理學(xué)院，浙江 杭州 310018；2.陜西師范大學(xué) 物理學(xué)與信息技術(shù)學(xué)院，陜西 西安 710119；3.浙江大學(xué) 公共體育與藝術(shù)部，浙江 杭州 310058)

肌音(Mechanomyographic, MMG)是肌肉因機(jī)械振動(dòng)而發(fā)出的聲音信號(hào)，由肌纖維在收縮的過(guò)程中向側(cè)面擴(kuò)大和變形而引起的對(duì)應(yīng)位置皮膚表面上的細(xì)微振動(dòng)產(chǎn)生[1]，其包含了肌肉狀態(tài)、運(yùn)動(dòng)模式和運(yùn)動(dòng)意圖等豐富的信息，可以應(yīng)用于人機(jī)交互及假肢控制和肌肉功能及狀態(tài)評(píng)價(jià)等領(lǐng)域[2]，因此被學(xué)者用來(lái)對(duì)肌肉疲勞進(jìn)行研究.Gobbo[3]測(cè)量了肱二頭肌與股外側(cè)肌等長(zhǎng)收縮時(shí)的MMG信號(hào)，其峰峰值隨疲勞的加深分別降至初始值的60%與47%.Yang[4]對(duì)肱二頭肌MMG信號(hào)的測(cè)試結(jié)果顯示MMG信號(hào)的均方根值隨著肌肉疲勞的增加而下降.Madeleine[5]測(cè)試了肱二頭肌等長(zhǎng)收縮功率譜隨肌肉疲勞的變化趨勢(shì)，結(jié)果表明平均功率頻率隨疲勞的加深而下降.閔一建[6]使用了非線性的L-Z復(fù)雜度評(píng)價(jià)腓腸肌負(fù)重提踵運(yùn)動(dòng)疲勞的MMG信號(hào)，隨著肌肉力量的下降，L-Z復(fù)雜度逐漸減少，當(dāng)肌肉疲憊時(shí)達(dá)到最小值.此外MMG也可以與已有一定應(yīng)用的肌電信號(hào)相互補(bǔ)充[7-8].Esposito[9]研究評(píng)估了經(jīng)短期恢復(fù)后運(yùn)動(dòng)單元由疲勞誘發(fā)的變化，測(cè)試了肱二頭肌等長(zhǎng)收縮至疲勞以及恢復(fù)10 min后的肌電與MMG信號(hào)，分析了信號(hào)的方均根和功率譜的平均頻率，結(jié)果表明經(jīng)過(guò)10 min的恢復(fù)后一些高度疲勞的運(yùn)動(dòng)單元可能無(wú)法招募.Okkesim[10]研究了肱二頭肌與肱三頭肌的肌電和肌電信號(hào)，分析了頻率比變化與平均功率頻率和中頻之間的相關(guān)性，結(jié)果顯示這些特征量之間存在較高的相關(guān)性，頻率比變化可用于評(píng)估肌肉疲勞.

大量研究表明MMG反映了肌肉力學(xué)的特定方面的信息，可用于跟蹤局部肌肉疲勞引起的肌肉收縮性能的變化.不過(guò)很多研究得出的結(jié)論都是在小負(fù)荷狀態(tài)下的靜力性運(yùn)動(dòng)(運(yùn)動(dòng)時(shí)，肢體靜止不動(dòng)或不發(fā)生明顯的位移,肌肉長(zhǎng)度也不發(fā)生變化，卻處于緊張用力狀態(tài).)狀態(tài)下得到的[2,11].在肌肉運(yùn)動(dòng)的過(guò)程中不同的運(yùn)動(dòng)方式，如動(dòng)力性運(yùn)動(dòng)(相對(duì)靜力性運(yùn)動(dòng)而言的，在克服阻力做功時(shí)，肢體靠近，發(fā)生明顯的位移，肌肉長(zhǎng)度也在不斷變化.)，是否會(huì)對(duì)MMG信號(hào)的變化特征有影響，所得出的規(guī)律是否適用于其他類型的運(yùn)動(dòng)有待研究.為了解不同運(yùn)動(dòng)方式對(duì)MMG信號(hào)的影響，對(duì)動(dòng)力性運(yùn)動(dòng)的MMG信號(hào)進(jìn)行了測(cè)試分析.本文進(jìn)行了腓腸肌負(fù)重提踵運(yùn)動(dòng)至疲勞并提取MMG信號(hào)，計(jì)算了MMG信號(hào)的中值頻率隨疲勞的變化，探討不同運(yùn)動(dòng)方式對(duì)MMG信號(hào)頻率特征的影響.

1　研究對(duì)象與方法

測(cè)試對(duì)象為健康男性學(xué)生8名，年齡(25±4.6)歲，身高(175.1±5.8) cm，體重(73.8±6.0) kg.實(shí)驗(yàn)前身體狀況良好，無(wú)腓腸肌損傷或疾病，并在實(shí)驗(yàn)前24 h無(wú)劇烈運(yùn)動(dòng)，沒(méi)有疲勞現(xiàn)象.

實(shí)驗(yàn)采用坐姿負(fù)重提踵的方法誘發(fā)腓腸肌疲勞，負(fù)荷為20 kg.受試者上肢直立，雙腿彎曲，腳掌前1/3放置于踏板上，之后腳后跟向上提至最高點(diǎn)，略微停頓后恢復(fù)原來(lái)的姿態(tài).受試者按照30次/min的節(jié)律完成動(dòng)作，直至不能完成動(dòng)作進(jìn)入疲勞狀態(tài)為止.

測(cè)試MMG所用的傳感器為課題組自研的肌音專用傳聲器，頻帶范圍0.1～5 kHz，使用膠帶固定與腓腸肌外側(cè)頭肌腹位置.信號(hào)采集卡為NI 9234型4通道C系列動(dòng)態(tài)信號(hào)采集模塊，數(shù)模轉(zhuǎn)換分辨率為24位，最大采樣率為51.2 kHz,102 dB的動(dòng)態(tài)范圍，最大輸入范圍±5 V.肌聲信號(hào)的頻率一般小于100 Hz，所以信號(hào)采集卡完全滿足肌聲信號(hào)的采集要求.采集過(guò)程中采樣率為2 000 Hz，完全滿足MMG采樣的需求.

2　數(shù)據(jù)處理

原始信號(hào)分段.受試者體質(zhì)不同使得運(yùn)動(dòng)至疲勞所需時(shí)間不同.為便于分析，將各受試者的MMG信號(hào)劃分為若干段，按等時(shí)間間隔(16 s)劃分，每段信號(hào)中都包含有若干個(gè)完整動(dòng)作的信號(hào)如圖1.

圖1　腓腸肌肌音信號(hào)Figure 1　Mechanomyographic signal of gastrocnemius

計(jì)算每段信號(hào)的中值頻率，其定義為

其中，P(f)表示信號(hào)功率譜密度，fMDF為信號(hào)功率譜中值頻率.

3　分析與討論

計(jì)算結(jié)果顯示隨著疲勞的加深MMG的中值頻率有增大的趨勢(shì)，這與先前一些文獻(xiàn)[2,11]報(bào)道的中值頻率隨疲勞的加深而降低有所差別.有關(guān)中值頻率隨疲勞的加深降低的結(jié)論都是在小負(fù)荷靜力性運(yùn)動(dòng)的方式下得到的，實(shí)驗(yàn)時(shí)，受試者的受測(cè)試肌肉保持某種姿勢(shì)不變，施加與肌肉最大隨意收縮或次最大隨意收縮相當(dāng)?shù)呢?fù)荷使肌肉緊張，極短時(shí)間內(nèi)耗盡能量?jī)?chǔ)備直至誘發(fā)疲勞.本文對(duì)動(dòng)力性運(yùn)動(dòng)疲勞的MMG信號(hào)進(jìn)行分析，利用負(fù)重提踵運(yùn)動(dòng)誘發(fā)肌肉疲勞，肌肉始終處于收縮—放松—收縮這種循環(huán)的過(guò)程，運(yùn)動(dòng)持續(xù)時(shí)間較長(zhǎng)直至疲勞.

表1　中值頻率變化

根據(jù)肌纖維募集定律[12],在肌肉收縮過(guò)程中，形態(tài)較小的運(yùn)動(dòng)單位肌纖維(慢肌)首先得到募集，形態(tài)大的運(yùn)動(dòng)單位支配下的肌纖維(快肌)，最后才能夠被募集.并且有文獻(xiàn)[13]報(bào)道，在高重復(fù)性力量和耐力訓(xùn)練中，除非慢肌纖維中的肌糖原等能量耗竭，快肌纖維不會(huì)被募集.這表明快肌纖維的動(dòng)員，除需要足夠的負(fù)荷刺激之外，還需要足夠的時(shí)間和足夠的組數(shù)才能得到募集和動(dòng)員[14].

在有關(guān)靜力性運(yùn)動(dòng)疲勞的文獻(xiàn)中，實(shí)驗(yàn)時(shí)受試者測(cè)試次數(shù)少負(fù)荷小，主要是動(dòng)員慢肌參與工作[15].與之相比，本文進(jìn)行的負(fù)重提踵運(yùn)動(dòng)持續(xù)時(shí)間長(zhǎng)負(fù)荷大，根據(jù)肌纖維募集定律，運(yùn)動(dòng)過(guò)程中不僅慢肌得到募集，快肌也被大量募集.負(fù)荷和運(yùn)動(dòng)時(shí)間的差別使不同種類肌纖維的募集數(shù)目和過(guò)程有所不同[16]，從而使MMG信號(hào)具有不同的變化特征，

肌肉收縮時(shí)，由于許多運(yùn)動(dòng)神經(jīng)元發(fā)放頻率時(shí)不同步，因而不同類型的肌纖維在不同時(shí)間內(nèi)參加進(jìn)去，相互配合，相繼活動(dòng)使負(fù)重提踵過(guò)程中MMG信號(hào)各參數(shù)隨運(yùn)動(dòng)進(jìn)行與疲勞加深并不是線性變化的.此外，為確保結(jié)論的普遍性，對(duì)信號(hào)采取不同時(shí)間間隔劃分對(duì)比計(jì)算，結(jié)果顯示不同的時(shí)間間隔對(duì)信號(hào)中值頻率變化趨勢(shì)沒(méi)有影響.

圖2　肌音信號(hào)的中值頻率Figure 2　fMDF of Mechanomyographic signal

4　結(jié)　論

本文對(duì)坐姿負(fù)重提踵至運(yùn)動(dòng)疲勞過(guò)程中腓腸肌的MMG信號(hào)進(jìn)行了測(cè)量與記錄，按等時(shí)間隔對(duì)信號(hào)進(jìn)行分段，計(jì)算了各段信號(hào)的中值頻率，得到了肌音信號(hào)中值頻率隨疲勞加深的變化規(guī)律.結(jié)果顯示中值頻率隨疲勞的加深而增大，表明不同性質(zhì)的運(yùn)動(dòng)方式會(huì)影響到肌纖維的募集，對(duì)MMG信號(hào)特征變化的影響較大.

【參考文獻(xiàn)】

[1]錢(qián)鐵群,閔一建,呂萍.在負(fù)荷狀態(tài)下肌肉等長(zhǎng)、等張收縮聲譜特征的研究[J].體育科學(xué),2000,20(5):88-90.

QIAN T Q, MIN Y J, LYU P. Study on the acoustic spectrum characteristics of isotonic and isometric contraction of muscle under load[J].ChinaSportScience, 2000,20(5):88-90.

[2]ISLAM M A, SUNDARA J K, AHMAD R B, et al. Mechanomyography sensor development, related signal processing, and applications: A systematic review[J].IEEESensorsJournal, 2013,13(7):2499-2516.

[3]GOBBO M, CE E, DIEMONT B, et al. Torque and surface mechanomyogram parallel reduction during fatiguing stimulation in human muscles[J].EuropeanJournalofAppliedPhysiology, 2006,97(1):9-15.

[4]YANG Z F, KUMAR D K, ARJUNAN S P. Mechanomyogram for identifying muscle activity and fatigue[C]//EngineeringinMedicineandBiologySociety. New York, USA: IEEE, 2009:408-411.

[5]MADELEINE P, GE H Y, JASKOLSKA A, et al. Spectral moments of mechanomyographic signals recorded with accelerometer and microphone during sustained fatiguing contractions[J].Medical&BiologicalEngineering&Computing, 2006,44(4):290-297.

[6]MIN Y J, LIU X Y, WANG T T. The L-Z complexity of exercise-induced muscle fatigue based on acoustic myographye[J].JournalofAppliedPhysics, 2014,115(3):93-98.

[7]MADELEINE P, ATENDT N L. Experimental muscle pain increases mechanomyographic signal activityduring sub-maximal isometric contractions[J].JournalofElectromyography&Kinesiology, 2005,15(1):27-36.

[8]HU X L, TONG K Y, LI L. The mechanomyography of persons after stroke during isometric voluntarycontractions[J].JournalofElectromyography&Kinesiology, 2007,17(4):473-483.

[9]ESPOSITO F, ORIZIO C, VEICSTEINAS A. Electromyogram and mechanomyogram changes in fresh and fatigued muscle during sustained contraction in men[J].EuropeanJournalofAppliedPhysiology&OccupationalPhysiology, 1998,78(6):494-501.

[11]吳清,夏春明,鄭建榮.肌音信號(hào)在康復(fù)工程中應(yīng)用的研究進(jìn)展[J].中國(guó)康復(fù)醫(yī)學(xué)雜志,2016,31(10):1159-1163.

WU Q, XIA M C, ZHENG J R. Research progress of application of muscle signal in rehabilitation engineering[J].ChineseJournalofRehabilitationMedicine, 2016,31(10):1159-1163.

[12]HENNEMAN E, SOMJEN G, CARPENTER D O. Functional significance of cell size in spinal motoneurons[J].JournalofNeurophysiology, 1965,28(3):560-580.

[13]ANDERSON T, KEARNEY J T. Effects of three resistance training programs on muscular strength and absolute and relative endurance[J].ResearchQuarterlyforExercise&Sport, 1982,53(1):1-7.

[14]于洪軍,李成偉,于淼.肌纖維募集定律的理論溯源及其對(duì)力量訓(xùn)練實(shí)踐的影響[J].體育科學(xué),2016,36(11):56-65

YU H J, LI C W, YU M. The original of size principle and its influence on strength training[J].ChinaSportScience, 2016,36(11):56-65.

[15]王安利,劉冬森.力量訓(xùn)練的方法:靜力性力量訓(xùn)練、向心性力量訓(xùn)練和離心力量訓(xùn)練[J].中國(guó)學(xué)校體育:高等教育,2014(8):67-71.

WANG A L , LIU D S. Method of strength training: static strength training, centripetal strength training and centrifugal strength training[J].ChinaSchoolPhysicalEducation, 2014(8):67-71.

[16]楊曉曄.表面肌電圖對(duì)青年男子股四頭肌的疲勞評(píng)價(jià)[D].北京：北京體育大學(xué),2004.

YANG X Y.FatigueEvaluationofQuadricepsFemorisinYoungMenwithSurfaceElectromyography[D]. Beijing: Beijing Sport University,2004.