徐樹(shù)禮，侯學(xué)華，張雪臨

（聊城大學(xué)體育學(xué)院，山東 聊城 252059）

立姿振動(dòng)對(duì)男青年運(yùn)動(dòng)員肌肉疲勞進(jìn)程的肌電效應(yīng)

徐樹(shù)禮，侯學(xué)華，張雪臨

（聊城大學(xué)體育學(xué)院，山東 聊城 252059）

通過(guò)線性和非線性兩方面三種定量評(píng)價(jià)方法，研究立姿振動(dòng)和傳統(tǒng)訓(xùn)練肌肉疲勞進(jìn)程中肌電的特征，探求疲勞程度較小的訓(xùn)練方法。28名運(yùn)動(dòng)員隨機(jī)分組在傳統(tǒng)或立姿振動(dòng)條件下，進(jìn)行遞增負(fù)荷運(yùn)動(dòng)試驗(yàn)至力竭性疲勞狀態(tài)，實(shí)時(shí)監(jiān)測(cè)、記錄肌電圖后運(yùn)算求值。結(jié)果顯示，相應(yīng)等級(jí)負(fù)荷時(shí)，振動(dòng)時(shí)平均功率頻率曲線與時(shí)間的斜率（MPFs）絕對(duì)值、近似熵和分維數(shù)的時(shí)間變化率均比傳統(tǒng)的小，達(dá)到疲勞力竭時(shí)的時(shí)間均明顯推遲，都有顯著性差異。因此，一次適當(dāng)強(qiáng)度的立姿振動(dòng)使機(jī)體疲勞推遲，立姿振動(dòng)是疲勞程度較小的訓(xùn)練新思路。

全身振動(dòng)；平均功率頻率；近似熵；分維數(shù)；疲勞進(jìn)程

振動(dòng)研究集中在競(jìng)技體育（肌肉力量［1］、力量耐力、身體形態(tài)、體成分、柔韌性、平衡能力、骨骼系統(tǒng)、心血管系統(tǒng)、神經(jīng)系統(tǒng)和激素系統(tǒng)、按摩、放松）、康復(fù)（骨質(zhì)疏松、減輕疼痛、本體訓(xùn)練、力量訓(xùn)練、協(xié)調(diào)性訓(xùn)練）、大眾體育（拉伸放松、按摩、力量訓(xùn)練、抗衰老、愉悅）、太空（骨骼肌肉衰減）、美容（蜂窩織炎、拉緊組織）、醫(yī)學(xué)（作用方式、安全性、骨質(zhì)疏松、循環(huán)障礙、激素代謝、十字韌帶損傷）方面，但這些研究很少關(guān)注甚至忽略振動(dòng)刺激肌肉疲勞進(jìn)程的定量檢測(cè)。振動(dòng)訓(xùn)練已經(jīng)成為一種新興的訓(xùn)練方法，肌肉力量是絕大多數(shù)運(yùn)動(dòng)形式的基礎(chǔ)，采用表面肌電信號(hào)（sEMG）分析技術(shù)評(píng)價(jià)肌肉功能水平和狀態(tài)已被眾多的實(shí)驗(yàn)和臨床應(yīng)用研究所確認(rèn)［2-5］，sEMG信號(hào)具有線性科學(xué)和非線性科學(xué)兩方面的特征，為保證評(píng)價(jià)的全面性，本文擬同時(shí)應(yīng)用線性科學(xué)的MPFs和非線性科學(xué)的近似熵、分維數(shù)兩方面的三種典型定量分析方法，評(píng)價(jià)肌肉疲勞進(jìn)程，科學(xué)穩(wěn)妥地尋求疲勞程度較小的訓(xùn)練方法。

1 研究對(duì)象與方法

1.1 研究對(duì)象

上海體育學(xué)院運(yùn)動(dòng)訓(xùn)練專業(yè)28名志愿者（具體情況見(jiàn)表1），簽訂同意合同，能夠按標(biāo)準(zhǔn)完成實(shí)驗(yàn)要求動(dòng)作。隨機(jī)分為對(duì)照組和實(shí)驗(yàn)組，各組14人。

表1 研究對(duì)象基本情況

1.2 研究方法

1.2.1 實(shí)驗(yàn)法

（1）測(cè)試地點(diǎn)及監(jiān)控實(shí)施：上海體育學(xué)院運(yùn)動(dòng)生物力學(xué)實(shí)驗(yàn)室。4名博士進(jìn)行測(cè)試，溫度20-22℃，相對(duì)濕度應(yīng)控制在30%-35%。

（2）實(shí)驗(yàn)方案：實(shí)驗(yàn)前一周進(jìn)行一次預(yù)實(shí)驗(yàn)，讓學(xué)生和測(cè)試人員熟悉實(shí)驗(yàn)儀器和內(nèi)容，做好準(zhǔn)備活動(dòng)，每人次測(cè)試前都校準(zhǔn)儀器，確保實(shí)驗(yàn)對(duì)象的正常發(fā)揮和測(cè)試的準(zhǔn)確性。

1）第一周對(duì)照組進(jìn)行傳統(tǒng)訓(xùn)練測(cè)試：

A采用美國(guó)產(chǎn)Concept II賽艇測(cè)功儀，下肢蹬踏進(jìn)行遞增負(fù)荷運(yùn)動(dòng)。每個(gè)受試者50 W為第一級(jí)，每3 min遞增50W，逐級(jí)遞增，直至力竭。實(shí)時(shí)動(dòng)態(tài)儲(chǔ)存，利用MegaWin軟件輸入計(jì)算機(jī)，處理原始數(shù)據(jù)。

B采用芬蘭Mega公司產(chǎn)ME6000 8通道肌電采集盒測(cè)量表面肌電圖。刮掉股外側(cè)肌皮膚體毛，用酒精溶液擦試皮膚和電極，降低電阻，電極按照MegaWin軟件［6］提供的解剖位置在右下肢的股外側(cè)肌肌腹，與肌纖維平行放置，電極間隔2cm，用透明膠帶固定電極，保證電極固定在皮膚上。放大器的低頻截止頻率是10Hz，高頻截止頻率是700Hz，采樣頻率是1 000Hz。信號(hào)的噪音控制與判定方法、檢測(cè)結(jié)果符合肌電基線標(biāo)準(zhǔn)的要求。

2）第二周實(shí)驗(yàn)組進(jìn)行振動(dòng)訓(xùn)練測(cè)試：表面肌電圖測(cè)量完全等同于對(duì)照組方案，與對(duì)照組不同處是坐在固定于韓國(guó)產(chǎn)ETS-900N型JET VIBE振動(dòng)臺(tái)上的賽艇測(cè)功儀上測(cè)試遞增負(fù)荷運(yùn)動(dòng)，垂直上下振動(dòng)頻率為20Hz，振幅為6mm，加速度為9.8m/s2。

1.2.2 比較分析法

運(yùn)用SPSS16.0在均值比較中采用獨(dú)立配對(duì)T檢驗(yàn)，均在95%置信區(qū)間進(jìn)行檢驗(yàn)及數(shù)據(jù)的處理。對(duì)28名運(yùn)動(dòng)員的振動(dòng)或傳統(tǒng)肌電圖逐段求其平均功率頻率曲線斜率、近似熵和分維數(shù)的時(shí)間變化率，整組數(shù)據(jù)表達(dá)方式為“平均數(shù)±標(biāo)準(zhǔn)差”。

2 實(shí)驗(yàn)結(jié)果

2.1 兩種訓(xùn)練方法對(duì)平均功率頻率及曲線斜率的影響

sEMG頻譜分析的平均功率頻率（MPF）是通過(guò)功率譜曲線重心的頻率，MPFs是時(shí)間與MPF曲線的斜率。從表2中可見(jiàn)，在相同等級(jí)負(fù)荷下，振動(dòng)遞增負(fù)荷運(yùn)動(dòng)中MPFs呈線形下降變化，MPFs絕對(duì)值總體上比傳統(tǒng)的小，平均下降斜率為0.278±0.126Hz/s，t檢驗(yàn)分析表明，MPFs與疲勞進(jìn)程中時(shí)域分析指標(biāo)間無(wú)明顯統(tǒng)計(jì)差異（t=0.04，P〉0.05），而頻域指標(biāo)間的差異均有顯著性差異（t=4.16，P〈0.05）。（見(jiàn)圖1）

表2 各等級(jí)運(yùn)動(dòng)末MPFs、相關(guān)性分析

圖1 各等級(jí)運(yùn)動(dòng)末MPFs變化曲線圖

2.2 兩種訓(xùn)練方法對(duì)近似熵（ApEn）的影響

表3 各等級(jí)運(yùn)動(dòng)末ApEn的時(shí)間變化率、相關(guān)性分析

振動(dòng)刺激和傳統(tǒng)的近似熵的時(shí)間變化率在50W、100W等級(jí)時(shí)下降較大，到150W、200W等級(jí)疲勞較深時(shí)，近似熵下降速度減小，到250W等級(jí)疲勞的末期時(shí)其變化率幾乎為零，但這并不能掩蓋振動(dòng)刺激ApEn值比傳統(tǒng)的低25%。與傳統(tǒng)訓(xùn)練相比，振動(dòng)訓(xùn)練過(guò)程中肌電的近似熵下降的時(shí)間變化率總體上相對(duì)較小，兩者有顯著性差異（t=2.59，P〈0.05）。（見(jiàn)圖2）

圖2 各等級(jí)運(yùn)動(dòng)末ApEn變化圖

2.3 兩種訓(xùn)練方法對(duì)分維數(shù)的影響

表4 表面肌電信號(hào)分維數(shù)的時(shí)間變化率、相關(guān)性分析

從表4可見(jiàn)，振動(dòng)肌電和傳統(tǒng)肌電分維數(shù)的時(shí)間變化率在50W、100W等級(jí)時(shí)增長(zhǎng)較小，隨著遞增負(fù)荷等級(jí)的增加，肌肉逐漸進(jìn)入疲勞狀態(tài)，到150W、200W等級(jí)疲勞較深時(shí)，肌電信號(hào)分維數(shù)增長(zhǎng)幅度更大，進(jìn)入疲勞狀態(tài)的速度也更快，兩者有顯著性差異（t=4.03，P〈0.05）。（見(jiàn)圖3）

2.4 兩種訓(xùn)練方法對(duì)疲勞力竭時(shí)的時(shí)間的影響

力竭的判斷標(biāo)準(zhǔn)為主觀感覺(jué)筋疲力盡同時(shí)心率達(dá)到180次/分以上。同一個(gè)人，在正常身體狀況下，由相同的初始功率，按相同的遞增幅度運(yùn)動(dòng)，傳統(tǒng)訓(xùn)練與振動(dòng)刺激訓(xùn)練達(dá)到疲勞力竭時(shí)的時(shí)間有顯著性差異（t =7.81，P〈0.001）。

3 分析與討論

3.1 三種分析方法對(duì)疲勞進(jìn)程的分析結(jié)果的異同

近年來(lái)有學(xué)者證明sEMG信號(hào)在肌肉疲勞發(fā)生過(guò)程中MPFs成單調(diào)下降趨勢(shì)且它的下降斜率可用來(lái)評(píng)價(jià)運(yùn)動(dòng)肌的疲勞程度［7］，能有效反映肌肉疲勞狀態(tài)［5］，MPFs可作為衡量肌肉疲勞的客觀指標(biāo)［8-9］，在反映肌肉功能水平的差異方面具有良好的特異性、敏感性［10-11］和可靠性，眾多的實(shí)驗(yàn)和臨床應(yīng)用研究已廣泛采用表面肌電信號(hào)分析技術(shù)定量檢測(cè)、評(píng)價(jià)肌肉功能水平和狀態(tài)［2］。這是從線性科學(xué)中時(shí)頻方面分析sEMG信號(hào)在不同頻率分量或頻率譜維度上的變化特征，是傳統(tǒng)的分析方法。但是，肌肉收縮和疲勞的肌電信號(hào)呈現(xiàn)出非線性科學(xué)中非穩(wěn)定信號(hào)的特征，因此出現(xiàn)傳統(tǒng)的時(shí)頻分析的局限性。

最近20多年，許多專家學(xué)者發(fā)現(xiàn)，sEMG信號(hào)也具有非線性科學(xué)中混沌信號(hào)的主要特征，并證明是混沌信號(hào)［12］；1991年，Pincus［13］發(fā)現(xiàn)非線性科學(xué)中的近似熵很具有表面肌電信號(hào)的特征，開(kāi)始嘗試用非線性信號(hào)分析中的近似熵衡量系統(tǒng)的復(fù)雜度［2］，作為衡量肌肉疲勞程度的指標(biāo)，優(yōu)于關(guān)聯(lián)維數(shù)、哥式熵和李雅普諾夫指數(shù)等常用的非線性動(dòng)力學(xué)參數(shù)［14］；蔡立羽發(fā)現(xiàn)表面肌電信號(hào)具有非線性科學(xué)中分形幾何特性［12］，以分維數(shù)分析復(fù)雜度，比較時(shí)頻變化，是肌肉疲勞狀態(tài)的新的量化指標(biāo)。因?yàn)閟EMG信號(hào)具有線性科學(xué)和非線性科學(xué)兩方面的特征，所以評(píng)價(jià)方法至少應(yīng)該從線性科學(xué)和非線性科學(xué)兩方面同時(shí)進(jìn)行評(píng)價(jià)；線性科學(xué)評(píng)價(jià)應(yīng)用經(jīng)典的MPFs，但非線性科學(xué)的定量評(píng)價(jià)在國(guó)內(nèi)處于初級(jí)階段，經(jīng)過(guò)對(duì)各種非線性科學(xué)定量評(píng)價(jià)方法的優(yōu)劣比較，選擇應(yīng)用近似熵、分維數(shù)兩種，這樣，同時(shí)應(yīng)用線性科學(xué)和非線性科學(xué)兩方面的三種典型定量分析方法，從三個(gè)不同的角度對(duì)肌肉疲勞進(jìn)程的表面肌電信號(hào)進(jìn)行評(píng)價(jià)，有助于評(píng)價(jià)方法的全面性，結(jié)論的正確性，是互相彌補(bǔ)的，這也是肌電信號(hào)的二重性決定的，如同光具有波粒二重性一樣，必須同時(shí)從光波、粒子性兩方面進(jìn)行分析，僅單方面的評(píng)價(jià)結(jié)論之間甚至是矛盾的；這種做法相對(duì)于通常僅僅用一種方法或角度評(píng)價(jià)的做法，應(yīng)該會(huì)增強(qiáng)實(shí)驗(yàn)結(jié)論的客觀性、科學(xué)性、正確性，應(yīng)該是實(shí)驗(yàn)研究，甚至是科學(xué)研究所倡導(dǎo)的。

從評(píng)價(jià)的結(jié)果看，三種分析方法在50-250W相應(yīng)負(fù)荷時(shí)的相關(guān)性差別分別是0.6%-1.5%、0.5%-1.9%、0.7%-21%、0.4%-1.9%、0.7%-1.6%，可見(jiàn)，差別很?。还餐内厔?shì)是隨著機(jī)體疲勞程度的加深，指標(biāo)與疲勞程度的相關(guān)性越高，因此我們不難理解最后結(jié)論是高度一致的，應(yīng)該說(shuō)3種評(píng)價(jià)方式中各自指標(biāo)都物理意義明確，運(yùn)算簡(jiǎn)便，很客觀和科學(xué)的，因?yàn)槎际墙⒃诰€性科學(xué)或非線性科學(xué)理論基礎(chǔ)之上的；反映肌肉工作方式上不同處在于：相同的時(shí)間和負(fù)荷遞增幅度內(nèi)，計(jì)算出的變化幅度是有差別：MPFs的絕對(duì)值范圍是0.124-0.359，近似熵的范圍是0.031-0.0003，分維數(shù)的范圍是0.111-0.185，說(shuō)明3個(gè)指標(biāo)反映肌肉疲勞程度的敏感性是有差別，其他的異同需要進(jìn)一步研究，畢竟以近似熵和分維數(shù)評(píng)價(jià)sEMG信號(hào)技術(shù)在國(guó)內(nèi)還處于開(kāi)始階段。

3.2 全身振動(dòng)刺激影響平均功率頻率的機(jī)制

采用FFT函數(shù)，數(shù)據(jù)分析窗口為1 024點(diǎn)，用Matlab語(yǔ)言編制MPF的計(jì)算程序，頻域算法為［15］：

采用顯性回歸方法計(jì)算上述指標(biāo)時(shí)間序列曲線的斜率（MPFs），用Lempel-Ziy的復(fù)雜度定義，按照Kaspar和Schusyer的算法計(jì)算復(fù)雜度C（n）［12］。

肌肉疲勞的發(fā)生和發(fā)展可導(dǎo)致反映頻譜曲線特征的MPF產(chǎn)生相應(yīng)的下降［16］，斜率值為負(fù)值，MPFs絕對(duì)值的大小其可反映抗疲勞能力，絕對(duì)值大者更易疲勞［3］。

振動(dòng)MPFs絕對(duì)值與傳統(tǒng)的差異達(dá)到顯著性，與代謝性酸化誘發(fā)肌纖維動(dòng)作速度下降有關(guān)［17］。因?yàn)榇x性酸化是肌肉疲勞過(guò)程中所產(chǎn)生的一種普遍性現(xiàn)象且與頻譜左移具有較好的單值因果關(guān)系［10］。振動(dòng)刺激時(shí)，肌肉本體感受器始終保持一定的興奮，發(fā)放的神經(jīng)沖動(dòng)引起肌肉輕微的、持續(xù)的交替收縮，皮膚血流量一直處于持續(xù)增加狀態(tài)，皮膚血流加速，加快物質(zhì)間的交換，有利于氧的運(yùn)輸，細(xì)胞膜對(duì)有害物質(zhì)的通透性增強(qiáng)，促進(jìn)機(jī)體新陳代謝的速率，一方面其抗疲勞能力得到增強(qiáng)，另一方面也有利于機(jī)體疲勞的快速消除［18］。據(jù)此可以認(rèn)為相應(yīng)等級(jí)負(fù)荷時(shí)，振動(dòng)訓(xùn)練比傳統(tǒng)訓(xùn)練機(jī)體消除疲勞的速度快，疲勞程度小。

3.3 全身振動(dòng)刺激影響近似熵的機(jī)制

采用基于相空間重構(gòu)的近似熵作為肌電信號(hào)特征進(jìn)行分析。

3.3.1 相空間重構(gòu)

設(shè)給定長(zhǎng)度為N的時(shí)間序列｛u（i），i=1，2，…，N｝，由T akens′時(shí)延定理可重構(gòu)相空間

（m為嵌入維數(shù)，τ為時(shí)延；i=1，…，n；Xi代表相空間中第i個(gè)坐標(biāo)點(diǎn)）

3.3.2 近似熵算法

①進(jìn)行相空間重構(gòu)。

②計(jì)算任意向量

③統(tǒng)計(jì)dij≤r的數(shù)目并求出該數(shù)目與向量總數(shù)n的比，記為

④再對(duì)所有的i求平均值，

⑤求得Cmi+（1r）和φm+（1r）

⑥得到近似熵

本實(shí)驗(yàn)條件下取參數(shù)r=0.5SD，m=1，計(jì)算程序采用C語(yǔ)言編制。

傳統(tǒng)訓(xùn)練是機(jī)體處于穩(wěn)定狀態(tài)下以線圓環(huán)型刺激，“適應(yīng)”成特定的神經(jīng)—肌肉型，而振動(dòng)訓(xùn)練是在多質(zhì)點(diǎn)不穩(wěn)定機(jī)械振動(dòng)狀態(tài)下承受遞減性傳遞和自身體重后負(fù)荷的以點(diǎn)圓環(huán)刺激，振動(dòng)波在肌肉中傳導(dǎo)，刺激本體感受器，神經(jīng)中樞機(jī)制發(fā)生變化，自身隨時(shí)調(diào)節(jié)、適應(yīng)時(shí)刻變化的刺激，神經(jīng)系統(tǒng)加強(qiáng)，動(dòng)員體交感神經(jīng)系統(tǒng)、運(yùn)動(dòng)器官，神經(jīng)沖動(dòng)的頻率、強(qiáng)度增加［15］，通過(guò)多突觸傳導(dǎo)的調(diào)節(jié)作用，使快、慢肌發(fā)放沖動(dòng)的頻率接近一致，主動(dòng)肌和協(xié)同肌同時(shí)收縮，對(duì)抗肌及時(shí)而充分地放松，提高運(yùn)動(dòng)神經(jīng)元沖動(dòng)的同步性、肌肉收縮的效率和協(xié)調(diào)能力［19］。而募集越來(lái)越多相鄰運(yùn)動(dòng)單元的同步收縮造成了肌電有序性的增加［14］，sEMG信號(hào)趨于周期性變化，無(wú)序程度降低，系統(tǒng)復(fù)雜度下降，導(dǎo)致振動(dòng)刺激下的肌電復(fù)雜度要低于傳統(tǒng)刺激下的肌電復(fù)雜度，因此，振動(dòng)肌電ApEn絕對(duì)值均小于傳統(tǒng)的。由于肌電ApEn絕對(duì)值越大顯示肌肉疲勞程度越深［14］，推斷相應(yīng)等級(jí)的負(fù)荷強(qiáng)度時(shí)，振動(dòng)刺激的疲勞程度要小于傳統(tǒng)的情況。

3.4 全身振動(dòng)刺激影響分維數(shù)的機(jī)制

采用最直接的改變粗視化程度，求分維數(shù)的計(jì)算方法［12］：曲線總長(zhǎng)度L與步長(zhǎng)s、步數(shù)N的關(guān)系為

則曲線總長(zhǎng)度為:

其中k為一比例常數(shù)，而該曲線的維數(shù)D則為:

對(duì)肌電信號(hào)波形歸一化處理方法如下：

設(shè)肌電信號(hào)的總采樣點(diǎn)數(shù)為N，第i個(gè)點(diǎn)的幅度為x（i），則對(duì)這N個(gè)點(diǎn)的幅度歸一化步驟為：

2）求相對(duì)平均值最大的幅度值：xm=max｛x′（i），i=0，l，…，N-1｝

3）幅度歸一化：y（i）=x′（i）/xm。

由于系統(tǒng)的復(fù)雜度越大，肌電信號(hào)分維數(shù)越大，顯示肌肉疲勞程度越高［19］，無(wú)疑表明相應(yīng)等級(jí)的負(fù)荷強(qiáng)度時(shí)，振動(dòng)刺激的疲勞程度要小于傳統(tǒng)的情況。

3.5 振動(dòng)參數(shù)的選取對(duì)肌肉疲勞進(jìn)程實(shí)驗(yàn)的影響

考慮本試驗(yàn)?zāi)繕?biāo)和可操作性，研究對(duì)象需要逐漸地達(dá)到力竭狀態(tài)，振動(dòng)參數(shù)沒(méi)有選擇最強(qiáng)的指標(biāo)，依據(jù)是：人體對(duì)1-80 Hz振動(dòng)頻率特別敏感［20］，引起膝關(guān)節(jié)共振的頻率是20Hz，對(duì)器官的影響最大；根據(jù)國(guó)際標(biāo)準(zhǔn)ISO2631和我國(guó)標(biāo)準(zhǔn)GB10070-88《城市區(qū)域環(huán)境振動(dòng)標(biāo)準(zhǔn)》的規(guī)定，垂直容許振動(dòng)強(qiáng)度（位移/振幅、速度、加速度）限值是0.63-28.00m/s2，強(qiáng)度越大，影響就越大［21］；垂直容許振動(dòng)時(shí)間限值是1min-24h，時(shí)間越長(zhǎng)，影響就越大；身體接觸方式影響順序是全身振動(dòng)〉局部振動(dòng)；下肢蹬踏進(jìn)行遞增負(fù)荷運(yùn)動(dòng)，不同部位肌電的趨勢(shì)不同，用力越大的肌肉肌電越強(qiáng)；振動(dòng)影響的振動(dòng)模式順序是沖擊振動(dòng)〉穩(wěn)態(tài)振動(dòng)〉間歇振動(dòng)；振動(dòng)方式的影響順序是左右振動(dòng)〉水平振動(dòng)〉垂直上下振動(dòng)。因此實(shí)驗(yàn)組和對(duì)照組之間的差異性不是非常顯著性?？梢钥闯觯駝?dòng)訓(xùn)練的參數(shù)與人體器官共振最敏感的參數(shù)或產(chǎn)生振動(dòng)病的參數(shù)集中范圍有明顯交叉［20］，如果參數(shù)在容許區(qū)間內(nèi)，選擇其他自由組合的振動(dòng)參數(shù)，試驗(yàn)數(shù)據(jù)會(huì)變化，總體變化趨勢(shì)是一致的；如果參數(shù)超出容許區(qū)間，人體各系統(tǒng)遭受到傷害，試驗(yàn)數(shù)據(jù)會(huì)變化，總體變化趨勢(shì)就不一定是一致的，比如改變時(shí)間參數(shù)，長(zhǎng)期手接觸振動(dòng)的工人，最常見(jiàn)的癥狀是振動(dòng)性白指，他與正常人的手指疲勞進(jìn)程是不一樣的，強(qiáng)度等其他參數(shù)的改變也會(huì)產(chǎn)生不同的效果，因此，本實(shí)驗(yàn)只是通過(guò)頻域、近似熵、分維數(shù)三種典型定量評(píng)價(jià)肌肉疲勞進(jìn)程的方式，科學(xué)穩(wěn)妥地證明一次全身穩(wěn)態(tài)垂直上下振動(dòng)在人體容許參數(shù)范圍內(nèi)使機(jī)體不易疲勞，振動(dòng)訓(xùn)練可能是疲勞程度較小的訓(xùn)練新思路，絕不是只要應(yīng)用振動(dòng)訓(xùn)練就產(chǎn)生較小的疲勞，因?yàn)橄嚓P(guān)的研究表明，適當(dāng)?shù)卣駝?dòng)會(huì)給機(jī)體良好的生物學(xué)效應(yīng)，不適當(dāng)?shù)恼駝?dòng)導(dǎo)致器官的損傷或改變，而且這種損傷目前發(fā)現(xiàn)是不可恢復(fù)的，因此振動(dòng)訓(xùn)練的適用范圍，比如利用不同參數(shù)組合，針對(duì)不同目的、項(xiàng)目、類型和個(gè)體的振動(dòng)訓(xùn)練效果，則需要進(jìn)一步去研究，畢竟真理超出范圍一步就是謬誤。

4 結(jié)論

一次適當(dāng)強(qiáng)度的立姿振動(dòng)使機(jī)體疲勞推遲，立姿振動(dòng)是疲勞程度較小的訓(xùn)練新思路。

［1］彭春政.全身振動(dòng)刺激對(duì)肌肉力量和柔韌性的影響［J］.北京體育大學(xué)學(xué)報(bào)，2004，27（3）：349-351.

［2］王健.動(dòng)態(tài)運(yùn)動(dòng)誘發(fā)腰部脊豎肌疲勞過(guò)程中sEMG信號(hào)變化特征［J］.中國(guó)體育科技，2001，37（4）：9-11.

［3］袁艷，吳貽剛，蘇彥炬，等.不同頻率振動(dòng)刺激和負(fù)重條件下半蹲運(yùn)動(dòng)中小腿肌群表面肌電活動(dòng)特征研究［J］.天津體育學(xué)院學(xué)報(bào)，2012，27（4）：287-291.

［4］陸阿明，王國(guó)棟，王芳.運(yùn)動(dòng)性疲勞對(duì)跑運(yùn)動(dòng)學(xué)與下肢肌電的影響［J］.體育科學(xué)，2012，32（6）：45-49，80.

［5］張立，宋高晴.劃船運(yùn)動(dòng)員靜力及動(dòng)力性肌肉運(yùn)動(dòng)疲勞時(shí)肌氧含量的變化特征及對(duì)EMG參數(shù)的影響［J］.體育科學(xué)，2006，26（3）：53-57.

［6］蔡明明，徐建中，王凌云，等.體操運(yùn)動(dòng)員腰部豎脊肌疲勞過(guò)程中的sEMG的變化［J］.首都體育學(xué)院學(xué)報(bào)，2006，18（4）：47-48.

［7］徐洪俊.表面肌電圖評(píng)價(jià)肌肉的功能狀況［J］.中國(guó)臨床康復(fù)，2002，23（6）：514-515.

［8］王健，劉加海.肌肉疲勞的表面肌電信號(hào)特征研究與展望［J］.中國(guó)體育科技，2003，39（2）：4-7.

［9］王健，金小剛.表面肌電信號(hào)分析及其應(yīng)用研究［J］.中國(guó)體育科技，2000，36（8）：26-28.

［10］楊丹，王健.等速運(yùn)動(dòng)負(fù)荷誘發(fā)肱二頭肌疲勞過(guò)程中sEMG信號(hào)變化［J］.中國(guó)體育科技，2002，38（4）：48-51.

［11］王健.靜態(tài)負(fù)荷肌肉疲勞過(guò)程中肌電功率譜轉(zhuǎn)移特征［J］.中國(guó)運(yùn)動(dòng)醫(yī)學(xué)雜志，2001，20（2）：199-201.

［12］蔡立羽，王志中，張海虹.基于混沌、分形理論的表面肌電信號(hào)非線性分析［J］.北京生物醫(yī)學(xué)工程，2000，19（2）：82-86.

［13］Kasparf，schuster h.Easily calculable measure for the complexity of spatiotemporal pattern［J］.Physical Review A，1987，36（2）：842-848.

［14］陳偉婷，王志中，李曉浦.振動(dòng)刺激對(duì)肌肉疲勞進(jìn)程的影響［J］，北京生物醫(yī)學(xué)工程，2007，26（1）：60-64

［15］揚(yáng)丹.等長(zhǎng)負(fù)荷誘發(fā)肱二頭肌疲勞過(guò)程中sEMG信號(hào)變化［J］.體育與科學(xué)，2000，21（9）：27-35.

［16］王篤明，王健，葛列眾.肌肉疲勞的sEMG時(shí)頻分析技術(shù)及其在工效學(xué)中的應(yīng)用［J］.航天醫(yī)學(xué)與醫(yī)學(xué)工程，2003，16（5）：387-390.

［17］李玉章.不同振動(dòng)模式中小腿肌肉的誘發(fā)激活特征比較研究［J］.天津體育學(xué)院學(xué)報(bào)，2010，25（4）：336-339.

［18］朱文斐，曹建民，包大鵬.振動(dòng)放松緩解骨骼肌運(yùn)動(dòng)性疲勞即時(shí)效果研究［J］.北京體育大學(xué)學(xué)報(bào)，2012，35（2）：50-53.

［19］蔡立羽，王志中，李凌等.肌肉疲勞過(guò)程中的表面肌電信號(hào)特征研究［J］.中國(guó)康復(fù)醫(yī)學(xué)雜志，2000，15（2）：94-95.

［20］夏禾，張楠.車輛與結(jié)構(gòu)動(dòng)力相互作用［M］.北京：科學(xué)出版社，2002：367-369.

［21］董霜，朱元清.環(huán)境振動(dòng)對(duì)人體的影響［J］.噪聲與振動(dòng)控制，2004，34（3）：22-25.

Characteristics of Surface Electromyography Signals on the Standing Vibration in Young M ale Athletes during the M uscle Fatigue Process

XU Shu - li,et al
（Liaocheng University，Liaocheng Shandong，252059）

The aim of the study is to research the characteristics of surface EMG signals，the corresponding intensity vibration，MPFs absolute value，change rates of ApEn.The fractal dimensions are smaller than the traditional ones and the time of the fatigue exhaustion is significantly later than the traditional ones with both having significant differences.Conclusion：One time trainingwith appropriate intensity standing vibration leads the fatigue to appearmore slowly than that of traditional training，the standing vibration is the effective training new ideaswith small level of fatigue.

the standing vibration；mean power frequency；approximate entropy；fractal dimension；fatigue progress

G804.23

A

1001-9154（2014）01-0063-05

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徐樹(shù)禮（1970-），男，山東諸城人，講師，碩士，研究方向?yàn)檎駝?dòng)訓(xùn)練。

2013-10-24