張秋霞,張 林

功能性不穩(wěn)踝關(guān)節(jié)肌肉疲勞過程中肌電的瞬時中值頻率變化研究

張秋霞,張 林

目的:通過對肌肉疲勞過程中功能性不穩(wěn)踝關(guān)節(jié)表面肌電瞬時中值頻率(IMDF)的變化特征進行分析,為功能性踝關(guān)節(jié)不穩(wěn)的防治提供依據(jù)。方法:選取兩組共28名受試者:功能性不穩(wěn)組(FAI組)14名,對照組14名。對于兩組踝關(guān)節(jié)肌電IMDF的變化,采用方差分析進行對比分析。結(jié)果:肌肉疲勞過程中,1)比目魚肌以及腓腸肌外側(cè)頭IMDF的變化在兩組之間的差異有統(tǒng)計學(xué)意義(P<0.05);2)FAI組比目魚肌、腓腸肌外側(cè)頭IMDF未隨時間出現(xiàn)統(tǒng)計學(xué)上的差異(P>0.05)。結(jié)論:1)疲勞過程中,FAI組比目魚肌和腓腸肌外側(cè)頭的IMDF不隨時間發(fā)生變化;2)功能性踝關(guān)節(jié)不穩(wěn)組的受試者中樞控制策略可能發(fā)生改變,功能補償能力存在不足。

功能性踝關(guān)節(jié)不穩(wěn);局部肌肉疲勞;表面肌電;瞬時中值頻率

Rahnama等[36]對高水平足球運動員的調(diào)查研究中指出,在比賽的最后15min,扭傷風(fēng)險是最高的,并指出疲勞會增加踝關(guān)節(jié)扭傷發(fā)生的幾率。有部分研究報道,由于表面肌電(sEMG)反映運動單位活動情況,sEMG和相對峰值力矩的變化可以反映其神經(jīng)肌肉的控制機制,中樞和外周疲勞機制影響sEMG信號,而sEMG的分析方法也會影響其分析結(jié)果[30];也有研究指出,神經(jīng)肌肉活動與膝關(guān)節(jié)損傷有關(guān),前交叉韌帶缺陷[5,11,20,41,44,45]、髕腱末端病[3]改變了肌力平衡和肌電活動模式。但很少有將局部肌肉疲勞過程中神經(jīng)肌肉控制在功能性不穩(wěn)組和對照組踝關(guān)節(jié)之間進行比較,本研究通過對最大等速向心收縮至局部肌肉疲勞過程中,功能性不穩(wěn)組和對照組踝關(guān)節(jié)肌群表面肌電的瞬時中值頻率變化特征進行對比分析,探討局部肌肉疲勞過程中功能性不穩(wěn)踝關(guān)節(jié)神經(jīng)肌肉控制情況。

1 實驗對象與方法

1.1 實驗對象

采用橫斷面實驗性研究,選取14名有單側(cè)功能性踝關(guān)節(jié)不穩(wěn)的受試者為實驗組(FAI組),根據(jù)功能性踝關(guān)節(jié)不穩(wěn)組受試者的年齡、形態(tài)學(xué)指標(biāo)、訓(xùn)練項目和運動成績等匹配14名無踝關(guān)節(jié)傷病的受試者作為對照組。對FAI組患側(cè)和對照組匹配側(cè)的表面肌電信號進行采集和分析(表1)。踝關(guān)節(jié)功能性不穩(wěn)的判斷標(biāo)準(zhǔn)依Kaminski等[27]所述,滿足以下5個條件:1)過去1年內(nèi),單側(cè)踝關(guān)節(jié)至少有一次明顯的踝關(guān)節(jié)外側(cè)韌帶扭傷,導(dǎo)致此腳無法承重,或者需要使用拐杖;2)下肢并無重大傷害且踝關(guān)節(jié)不會有骨折的情形發(fā)生;3)患側(cè)腳持續(xù)至少一次重復(fù)性扭傷或者曾經(jīng)有踝關(guān)節(jié)有不穩(wěn)定的感覺或是無力感的情形;4)受傷的腳踝接受過正式或非正式的康復(fù)治療;5)前拉測試未發(fā)現(xiàn)有明顯的結(jié)構(gòu)上不穩(wěn)定的情形。所有受試者自愿參與實驗且6個月之內(nèi)未出現(xiàn)除了踝關(guān)節(jié)之外的下肢疾患,過去3個月之內(nèi)未出現(xiàn)踝關(guān)節(jié)疾患,在實驗時身體健康,無神經(jīng)和肌肉病癥,無視覺和前庭功能障礙,無體弱和影響運動功能的全身性疾病,踝關(guān)節(jié)活動度正常。所有受試者實驗前24 h無劇烈運動,被測肌肉無不良癥狀,配合良好。

表1 本研究受試者基本情況一覽表±SD)

表1 本研究受試者基本情況一覽表±SD)

年齡(歲)身高(cm)體重(kg) FAI組20.8±1.1180.0±4.671.6±9.8對照組21.4±1.2181.1±6.571.3±7.1

1.2 主要實驗器材

本研究主要采用瑞士CON-TREX公司多關(guān)節(jié)等速力量測試與訓(xùn)練系統(tǒng)和biovision多導(dǎo)運動生物電記錄分析系統(tǒng)同步采集踝關(guān)節(jié)的關(guān)節(jié)角度和脛骨前肌、比目魚肌、腓腸肌外側(cè)頭和腓腸肌內(nèi)側(cè)頭的表面肌電信號(圖1)。

圖1 力矩、角度、速度和表面肌電信號的同步采集流程示意圖

1.3 實驗方法與步驟

1.3.1 表面肌電(sEMG)信號的采集

剔除受試者測量部位的體毛后,用細砂紙輕擦皮膚表面去除角質(zhì),用醫(yī)用酒精清除油脂。采用雙電極法記錄,以減少皮膚電阻和電極移動對肌電圖信號的影響。探測電極相距3cm置于脛骨前肌(Tibialis Anterior,TA)、比目魚肌(Soleus,SO)、腓腸肌內(nèi)側(cè)頭(Medial Head of Gastrocnemius,GAM)和腓腸肌外側(cè)頭(Lateral Head of Gastrocnemius,GAL)的肌腹部位最豐滿處稍偏下方,記錄電極與參考電極兩電極中心連線方向與采樣肌肉纖維的長軸方向平行,兩電極中心間距為20mm,接地電極(the ground electrode)置于踝關(guān)節(jié)的外踝點。受試者表面電極與導(dǎo)聯(lián)線的固定方法:粘貼好電極,理順電極的線圈,醫(yī)用膠布固定好線圈及導(dǎo)聯(lián)線。

圖2 表面肌電電極安放位置示意圖

采用dasylab 9.0軟件進行表面肌電信號的采集,采樣率為1 000 Hz,表面肌電的放大器設(shè)為×1 000,所有肌電信號均采用10～490 Hz帶通濾波。

1.3.2 實驗步驟

1.3.2.1 實驗前的準(zhǔn)備

1)安排受試者先熟悉等速力量測試系統(tǒng)和測試環(huán)境; 2)進行身高、體重及下肢形態(tài)學(xué)指標(biāo)的測試;3)做準(zhǔn)備活動:在功率自行車上以轉(zhuǎn)速為60 r/min、負荷為25 W的情況下騎5 min,騎完功率自行車后做一些下肢的伸展運動; 4)受試者休息5 min,同時,貼表面肌電的電極。

1.3.2.2 踝關(guān)節(jié)局部肌肉疲勞過程中的指標(biāo)測試

肌肉疲勞測試采用速度為60的等速運動下的等速向心/向心模式。肌肉疲勞測試步驟如下:讓受試者反復(fù)持續(xù)地盡最大努力做跖屈-背屈交替收縮的動作。記錄在整個踝關(guān)節(jié)運動范圍內(nèi)進行的肌肉收縮中,經(jīng)重力修正后的峰值力矩。認定最初3次的峰值力矩最大值作為本次測試的最大隨意收縮力量(maximal voluntary contraction, MVC)。疲勞的判斷標(biāo)準(zhǔn)為:踝關(guān)節(jié)跖屈和背屈力矩連續(xù)3次下降至50%MVC以下[15,24-26,42,46]。本研究的所有實驗采用單盲法進行,在以上所有測試的過程中都要求受試者盡最大努力,并經(jīng)常性地給予口頭鼓勵。測試結(jié)束后,叮囑受試者進行伸展及放松運動。

1.4 信號處理和指標(biāo)計算

sEMG的分析方法:sEMG經(jīng)去噪濾波(10～490 Hz的Butterworth帶通濾波)和全波整流后,取每次等速運動的常速階段進行肌電分析,這樣可以避免運動的加速和減速階段(圖3)[13,16]。

圖3 表面肌電的截取方法示意圖

瞬時中值頻率(instantaneous median frequency,IMDF):本研究中,對截取的信號采用3層db2小波分解,計算基于時頻分布的瞬時中值頻率。其中,P(t,f)為信號的時頻分布。

1.5 數(shù)據(jù)的統(tǒng)計處理

所有數(shù)據(jù)的整理、分析使用軟件Microsoft Excel 2003、PASW Statistics 18.0、matlab2007a、dasylab8.0以及origin8.0結(jié)合進行,各參數(shù)在圖形中以均值±標(biāo)準(zhǔn)誤± SE)表示。本研究的所有運動時段是將對總時間進行標(biāo)準(zhǔn)化后的相對時間,每隔10%取連續(xù)3次的最大峰值力矩,對其進行相應(yīng)的肌電信號進行分析。所有力矩和肌電指標(biāo)均對初始值進行標(biāo)準(zhǔn)化,以下所有的分析中均是就標(biāo)準(zhǔn)化后的值進行的。

對于兩組踝關(guān)節(jié)局部肌肉疲勞疲勞過程中脛骨前肌、比目魚肌、腓腸肌內(nèi)側(cè)頭和腓腸肌外側(cè)頭sEMG的IMDF變化情況比較,采用2×4×11[組別(FAI組和對照組)×肌肉(脛骨前肌、比目魚肌、腓腸肌內(nèi)側(cè)頭和腓腸肌外側(cè)頭)×運動時段]混合多元方差分析。其中,運動時段、肌肉均為被試內(nèi)因素,組別為被試間因素。檢驗水準(zhǔn)α均選0.05,P<0.05表示差異有統(tǒng)計學(xué)意義。在球形檢驗中,如果球形假設(shè)分布不成立(P<0.05),單變量分析就采用校正結(jié)果。

2 結(jié)果

踝關(guān)節(jié)局部肌肉疲勞過程中sEMG的IMDF變化情況見圖4,隨著運動時間的延長,對照組所有肌肉表面肌電的IMDF均呈減小趨勢;FAI組背屈肌(脛骨前肌)表面肌電的IMDF呈減小趨勢,但跖屈肌(比目魚肌、腓腸肌內(nèi)側(cè)頭和腓腸肌外側(cè)頭)表面肌電的IMDF變化趨勢不明顯。

圖4 踝關(guān)節(jié)局部肌肉疲勞過程中的IMDF變化曲線圖

踝關(guān)節(jié)肌群最大等速向心收縮至疲勞過程中,對sEMG的IMDF方差分析(表2)表明:兩組踝關(guān)節(jié)肌肉sEMG的IMDF隨著時間變化差異有統(tǒng)計學(xué)意義(P< 0.05),不同肌肉sEMG的IMDF隨著時間的變化差異也有統(tǒng)計學(xué)意義(P<0.05)。運動時段與組別、肌肉與運動時段的交互效應(yīng)均有統(tǒng)計學(xué)意義(P<0.05),但肌肉與運動時段的交互效應(yīng)在FAI組和對照組上是相似的(P> 0.05)。

由于IMDF在運動時段與組別的交互效應(yīng)有統(tǒng)計學(xué)意義(P<0.05),因此,繼續(xù)進行簡單效應(yīng)的分析(表3至表5)。

各運動時段各肌肉的IMDF在兩組踝關(guān)節(jié)之間差異的簡單效應(yīng)分析(表3)顯示:在局部肌肉疲勞的整個過程中,脛骨前肌和腓腸肌內(nèi)側(cè)頭不同運動時段的IMDF在兩組踝關(guān)節(jié)之間的差異均無統(tǒng)計學(xué)意義(P>0.05),但不同運動時段比目魚肌以及腓腸肌外側(cè)頭的IMDF在兩組踝關(guān)節(jié)之間差異有統(tǒng)計學(xué)意義(P<0.05);對兩組踝關(guān)節(jié)之間差異有統(tǒng)計學(xué)意義的部分繼續(xù)進行分析(表4),比目魚肌的IMDF在運動至80%運動時段開始與初始值出現(xiàn)統(tǒng)計學(xué)上的差異(P<0.05),而腓腸肌外側(cè)頭的IMDF在運動至90%運動時段開始與初始值出現(xiàn)統(tǒng)計學(xué)上的差異(P <0.05)。對兩組踝關(guān)節(jié)各肌肉的IMDF在不同運動時段差異進行簡單效應(yīng)分析(表5),發(fā)現(xiàn)對照組的踝關(guān)節(jié)肌肉IMDF隨著時間變化都會發(fā)生與初始值有統(tǒng)計學(xué)意義的差異(P<0.05)的現(xiàn)象,而FAI組的踝關(guān)節(jié)比目魚肌、腓腸肌外側(cè)頭IMDF在不同運動時段上并未出現(xiàn)統(tǒng)計學(xué)上的差異(P>0.05)。加可能會降低α運動神經(jīng)元的靈敏度,導(dǎo)致運動單位放電頻率的降低,運動單位放電的同步化程度增強[8,9,33]。IMDF是基于小波變換的瞬時中值頻率,從原始肌電推導(dǎo)出的頻域指標(biāo)能夠反映肌肉疲勞的狀態(tài),在正常情況下,這主要是肌肉組織中的快肌纖維和慢肌纖維比例不同造成頻域特征的差異[2],快肌纖維主要以高頻電位為主,而慢肌纖維主要以低頻電位為主。疲勞時頻譜左移,這主要是由于:第一,持續(xù)運動時,ATP大量消耗,快肌纖維易疲勞,快肌纖維百分比多的受試者,肌肉疲勞的發(fā)展越明顯越快速[28,40],而很多的慢肌纖維的運動單位被募集;第二,疲勞時為了達到較大的力量而導(dǎo)致運動單位興奮的同步化程度提高[23];第三,疲勞時肌內(nèi)壓升高,代謝物積累,引起肌膜興奮性降低,導(dǎo)致肌纖維傳導(dǎo)速度降低,其中,前兩個因素為疲勞的中樞機制,最后一個是疲勞的外周機制[7]。

表2 踝關(guān)節(jié)局部肌肉疲勞過程中sEMG的IMDF變化的方差分析一覽表

本研究中對照組的所有肌肉的IMDF都隨著疲勞的發(fā)生有減小趨勢,這符合運動性肌肉疲勞的中樞和外周機制。但FAI組的比目魚肌和腓腸肌外側(cè)頭的IMDF隨著時間并沒有發(fā)生顯著性變化。

表3 踝關(guān)節(jié)各肌肉的IMDF在兩組間差異的簡單效應(yīng)分析一覽表

表4 各運動時段ＳＯ和GALlery的ＩＭＤＦ在兩組間差異的簡單效應(yīng)分析一覽表

表5 踝關(guān)節(jié)各肌肉的IMDF不同運動時段間差異的簡單效應(yīng)分析一覽表

3 分析與討論

將關(guān)節(jié)的生物力學(xué)指標(biāo)對初始值進行標(biāo)準(zhǔn)化,這種方法,在關(guān)于肌肉的肌電[6,12,21]和關(guān)節(jié)的運動學(xué)[18,31]和動力學(xué)[21]的研究中已有報道,對這種方法獲得的數(shù)據(jù)不考慮指標(biāo)的初始值,使得不同關(guān)節(jié)、不同肌肉的比較成為可能。

由運動導(dǎo)致的肌肉力量的臨時下降是一個復(fù)雜的過程,但力矩的下降已經(jīng)成為衡量局部肌肉疲勞的標(biāo)準(zhǔn)[43],因此,本研究將踝關(guān)節(jié)跖屈背屈最大等速峰值肌力矩連續(xù)3次下降至50%MVC以下作為局部肌肉疲勞的判定標(biāo)準(zhǔn)。神經(jīng)肌肉疲勞的定量研究是通過肌電來進行的,肌電取決于運動單位的放電頻率、運動單位動作電位的形狀和數(shù)目,以及這些運動單位動作電位的同步程度。sEMG是源于大腦皮層控制之下的脊髓α運動神經(jīng)元的生物電活動,脊髓的集合中心根據(jù)來自腱器官的傳入信號提供的力信號的反饋,在肌肉的協(xié)同收縮至疲勞的整個過程中,對輸入信號的幅度進行調(diào)整,導(dǎo)致各肌肉對總力矩值的貢獻發(fā)生變化,來自III型和IV型神經(jīng)纖維的反射性抑制的增

首先,踝關(guān)節(jié)扭傷是在外力作用下,關(guān)節(jié)驟然向一側(cè)活動而超過其正常活動度時,引起關(guān)節(jié)周圍軟組織如關(guān)節(jié)囊、韌帶、肌腱等發(fā)生撕裂傷,可能是由于在這種情況下,快肌纖維比慢肌纖維的肌小節(jié)更易出現(xiàn)損傷[1]。而且,當(dāng)足跖屈時,踝關(guān)節(jié)不穩(wěn)定,踝關(guān)節(jié)扭傷后,對韌帶和肌肉肌腱造成了破壞,腓腸肌和比目魚肌穿過踝關(guān)節(jié),可能會在扭傷時受到破壞;同時改變了跖屈肌肉的募集方式,完成跖屈動作時產(chǎn)生較小的動作電位,功能性不穩(wěn)踝關(guān)節(jié)比目魚肌存在關(guān)節(jié)源性肌肉抑制[22],長此以往,功能性不穩(wěn)踝關(guān)節(jié)周圍肌肉有選擇性的II型肌纖維萎縮[37],從而使踝關(guān)節(jié)周圍肌群I型纖維比例相對較高,導(dǎo)致其在同樣速度運動的情況下,達到50%MVC的時間延長。另外,II型肌纖維比例較高者,更容易疲勞[14,17,19,34,35],這是由于更易造成乳酸積累,這樣,關(guān)節(jié)運動至肌肉疲勞過程中肌肉的pH值降低更多[38,39],而且,Brody等[10]研究指出,隨著肌肉pH值的降低,頻譜和傳導(dǎo)速度會發(fā)生更大的變化,因此,較少比例的II型肌纖維可能會由于較小的pH值的變化而導(dǎo)致sEMG的IMDF的較小變化。

其次,肌肉疲勞會導(dǎo)致中位頻率的下降是已經(jīng)被大家廣為接受的觀點[32],而本研究的結(jié)果表明,FAI組的比目魚肌和腓腸肌外側(cè)頭并沒有明顯的疲勞跡象。sEMG是肌肉協(xié)同活動變化的標(biāo)志,比目魚肌(慢肌)和腓腸肌(偏向于快肌)在不同的速度下,存在補償機制[29]。本研究中的FAI組sEMG的IMDF的結(jié)果并沒有體現(xiàn)這一點,這說明,功能性不穩(wěn)的踝關(guān)節(jié)肌肉協(xié)同活動能力較差,功能補償機制存在缺失。王健等[4]實驗發(fā)現(xiàn),一個先前通過運動誘發(fā)疲勞的主動肌在活動性質(zhì)快速轉(zhuǎn)變?yōu)檗卓辜〉乃查g,其MPF等sEMG信號特征將產(chǎn)生明顯的躍變,而不繼續(xù)保持其在疲勞時的狀態(tài),指出運動負荷誘發(fā)局部肌肉疲勞過程中主動肌MPF的單調(diào)遞減不完全是該肌肉代謝性酸中毒作用的結(jié)果,而是在很大程度上反映中樞運動控制策略的變化,其可能的中樞控制策略是中樞神經(jīng)系統(tǒng)將主動肌與拮抗肌作為一組控制肌群實施同步控制,本研究中的FAI組踝關(guān)節(jié)的比目魚肌和腓腸肌外側(cè)頭的IMDF隨著時間并沒有發(fā)生顯著性的變化,可能就是功能性踝關(guān)節(jié)不穩(wěn)的受試者中樞控制策略發(fā)生了改變,功能補償能力存在不足。

4 小結(jié)

1.正常對照組踝關(guān)節(jié)肌肉最大等速向心收縮至疲勞過程中,各肌肉sEMG的IMDF均有減小趨勢。

2.功能性不穩(wěn)組的踝關(guān)節(jié)肌肉最大隨意向心收縮至疲勞過程中,比目魚肌和腓腸肌外側(cè)頭的IMDF不隨時間發(fā)生變化。

3.功能性踝關(guān)節(jié)不穩(wěn)組的受試者中樞控制策略可能發(fā)生改變,功能補償能力存在不足

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Electromyography Instantaneous Median Frequency Alternations during the Local Muscle Fatigue of the Ankle with Functional Instability

ZHANG Qiu-xia,ZHANG Lin

Objective:Changing of instantaneous median frequency(IMDF),based on wavelet transformation,during the ankle’s maximal isokinetic concentric fatigue,was analyzed,in order to provide the basis for the prevention from and treatment on functional ankle instability. Methods:The ankles of 28 males(unilateral functional ankle instability group—FAI group:n =14,control group:n=14)were tested.The IMDF was normalized to the initial value.Repeated measures analysis was performed to compare the normalized IMDF between the two groups.Results:1)During the ankle’s maximal isokinetic concentric fatigue,there is significant difference between the two groups for the IMDF of the sEMG,not in anterior tibial and gastrocnemius medial(P>0.05),but in the soleus and gastrocnemius lateral head(P<0.05); 2)IMDF of anterior tibial and medial head of gastrocnemius muscle for the FAI group,was different from the initial(P<0.05).But for the control group,IMDF of sEMG was different from the initial(P>0.05).Conclusions:1)During the ankle maximal isokinetic concentric fatigue,IMDF is time-dependent for the muscles of the control group,for the anterior tibial muscle and gastrocnemius medial head of the FAI group;but it is time-independent for the soleus and gastrocnemius lateral head of the FAI group;2)Central motor control strategy for the FAI group was probably different from that for the control group.There was lack of functional compensation ability.

functional ankle instability;local muscle f atigue;sEMG;instantaneous median f requency

G804.6 文獻標(biāo)識碼:A

1000-677X(2010)09-0049-06

2010-08-08;

2010-08-31

張秋霞(1972-),女,江蘇人,副教授,博士,碩士研究生導(dǎo)師,主要研究方向為運動生物力學(xué)、體育測量與評價,E-mail:zqxxqa@qq.com;張林(1956-),男,山東人,教授,博士,博士研究生導(dǎo)師,主要研究方向為運動人體科學(xué), E-mail:zhanglin001@suda.edu.cn。

蘇州大學(xué)體育學(xué)院,江蘇蘇州215021 Soochow Uiversity,Suzhou 215021,China.