表面肌電圖的分析與應(yīng)用研究

1、表面肌電圖的分析與應(yīng)用研究 表面肌電（surface electromyography, sEMG）圖在電生理概念上雖然與針電極肌電圖相同，但表面肌電圖的研究目的，所使用的設(shè)備以及數(shù)據(jù)分析技術(shù)與針電極肌電圖是有很大區(qū)別的。相對與針電極肌電圖而言，其撿拾電極為表面電極。它將電極置于皮膚表面，使用方便，可用于測試較大范圍內(nèi)的EMG信號。并很好地反映運(yùn)動過程中肌肉生理生化等方面的改變。同時，它提供了安全、簡便、無創(chuàng)的客觀量化方法，不須刺入皮膚就可獲得肌肉活動有意義的信息，在測試時也無疼痛產(chǎn)生。另外，它不僅可在靜止?fàn)顟B(tài)測定肌肉活動，而且也可在運(yùn)動過程中持續(xù)觀察肌肉活動的變化；不僅是一種對運(yùn)動功能有意義

2、的診斷方法，而且也是一種較好的生物反饋治療技術(shù)50。 4.1 肌電（electromyography, EMG）信號的產(chǎn)生原理及模式 4.1.1肌電信號的產(chǎn)生原理 肌肉收縮的原始沖動首先來自脊髓，然后通過軸突傳導(dǎo)神經(jīng)纖維，再由神經(jīng)纖維通過運(yùn)動終板發(fā)放沖動形成肌肉收縮，但每根肌纖維僅受一個運(yùn)動終板支配，該運(yùn)動終板一般位于肌纖維的中點(diǎn)。當(dāng)神經(jīng)沖動使肌漿中Ca2+濃度升高時，肌蛋白發(fā)生一系列變化，使細(xì)胞絲向暗帶中央移動，與此相伴的是ATP的分解消耗和化學(xué)能向機(jī)械功的轉(zhuǎn)換，肌肉完成收縮。在肌肉纖維收縮的同時也相應(yīng)地產(chǎn)生了微弱的電位差，這就是肌電信號的由來。 人體骨骼肌纖維根據(jù)功能分為型慢縮纖維，又稱紅

3、肌，亦即緩慢-氧化型肌纖維；a型和b型快縮纖維，又稱白肌?！凹t肌”力量產(chǎn)生較慢，其特點(diǎn)是ATP產(chǎn)生是氧化代謝產(chǎn)生的（即其含有較高的氧化能力），可以維持較長的工作時間，作用主要為保持耐力?？旒±w維則主要是無氧酵解（糖原代謝）途徑，故在相對較短的時間內(nèi)，易產(chǎn)生疲勞和乳酸堆積46。所以，不同纖維類型因其收縮類型不同，能量代謝改變不同，生理作用不同，故其收縮時的肌電信號也有不同特征，故而肌電信號反過來也可相應(yīng)反映耐力、生化改變，也就是疲勞度、代謝等方面的情況。 4.1.2表面肌電信號產(chǎn)生的模式 肌肉內(nèi)組成單一運(yùn)動單位的肌纖維，都被包圍在興奮和未興奮的眾多肌纖維及其它導(dǎo)電性良好的體液和組織中，各肌纖維動

4、作電位的產(chǎn)生和傳導(dǎo)都會在其外部介質(zhì)中形成“容積導(dǎo)體導(dǎo)電”現(xiàn)象。產(chǎn)生動作電位的各肌纖維形成一個共同的 電場。神經(jīng)與肌肉動作中，動作電位傳導(dǎo)的速度是有限的，組成單一運(yùn)動單位的各肌纖維又有一定的幾何分布，因此，這個電場隨著興奮的傳遞和傳導(dǎo)，在每一瞬間均有不同的空間和時間的分布。在活體上通過電極記錄肌肉的電活動，實際記錄的就是這一電場的活動。各肌纖維在檢測點(diǎn)間引起電位的總和構(gòu)成運(yùn)動單位動作電位（Motor unit action potential，MUAP）。由于在神經(jīng)軸突上的電發(fā)放是脈沖序列，所以在檢測點(diǎn)間引起的電位波動是動作電位序列，記為MUAPT，肌肉中各獨(dú)立的運(yùn)動單位產(chǎn)生的MUAPT的總和即

5、構(gòu)成了生理肌電EMG。 生理肌電信號非常微弱，幅度在1005000v，針電極肌電放大器的頻帶一般為201000Hz，針電極記錄的肌電信號的頻帶一般在100010000Hz。sEMG信號實質(zhì)上是多個運(yùn)動單位、動作單位的代數(shù)和，采用的表面電極使肌電信號的能量主要集中在1000Hz以下，其波幅典型地在15000v之間，表面肌電放大器的頻帶一般為10500Hz。波士頓大學(xué)神經(jīng)肌肉研究中心發(fā)現(xiàn)利用雙極型模型的肌電頻譜分布在20500Hz，絕大部分頻譜集中在50150Hz之間51。 但，信號最終還是要受中樞神經(jīng)系統(tǒng)控制的。肌電圖與肌肉收縮之間有著密切的關(guān)系，一般情況下，當(dāng)肌肉輕度收縮時，肌電信號相對較弱，

6、頻率也低；當(dāng)肌肉強(qiáng)力收縮時，肌電信號較強(qiáng)，頻率高。 4.2表面肌電的常用分析方法 4.2.1 時域分析 時域分析是將肌電信號看作時間的函數(shù)，用來刻畫時間序列信號的振幅特征 52。該方法將肌電信號表達(dá)成記錄點(diǎn)的電位時間曲線，可以計算信號的均值、絕對值積分平均值（IAV）、幅值的直方圖、過零次數(shù)（ZC）、均方根（RMS）、方差（VAR）、AR 參數(shù)化模型、三階原點(diǎn)矩的絕對值、四階原點(diǎn)矩、自相關(guān)函數(shù)等作為特征量來反映信號振幅在時間維度的變化。常用的時域分析指標(biāo)主要有： 積分肌電值（integrated EMG，IEMG）IEMG是指所得肌電信號經(jīng)整流濾波后單位時間內(nèi)曲線下面積的總和，它可反映肌電信號

7、隨時間進(jìn)行的強(qiáng)弱變化，在時間不變的前提下該值還可反映運(yùn)動單位的數(shù)量多少和每個運(yùn)動單位的放電大小5354。積分肌電主要用于分析肌肉在單位時間內(nèi)的收縮特性。 IEMG?t t?TEMG(t)?dt 均方根值（root-mean-square，RMS）RMS值是反映神經(jīng)放電的有效值，其 大小決定于肌電信號振幅值的變化，一般認(rèn)為與運(yùn)動單位募集和興奮節(jié)律的同步化有關(guān)。在臨床和康復(fù)醫(yī)學(xué)研究中，常被應(yīng)用于實時、無損傷地反映肌肉活動狀態(tài)，其數(shù)值變化通常與肌肉收縮力大小等有關(guān)。 RMS?(1/T?t tTEMG(t)dt)21/2 4.2.2 頻域分析 來自肌肉的肌電信號與光相似，為一頻率譜。sEMG儀可通過某

8、一途徑（如波的干涉模式）將其分解成不同的頻率成分，并顯示其頻率范圍?！肮β暑l率譜密度(power density spectrum, PDS)”以曲線的形式反映了肌電信號的頻率成分，亦即sEMG信號在不同頻率分量的變化較好地在頻率維度上反映sEMG的變化。頻率譜的分析需要應(yīng)用一個被稱為“快速傅換系統(tǒng)（FFT）”的數(shù)學(xué)技術(shù)，將sEMG信號分解為各種頻率成分，并通過頻率譜分析，利用所包含的運(yùn)動單位波形解釋運(yùn)動單位活動的變化。通常認(rèn)為，抵達(dá)分差放大器的sEMG信號包含的是許多運(yùn)動單位釋放電位的總和，即放大器所獲得的往往為合成信號，當(dāng)將FFT連于這一合成信號時，則可將其分解為頻率譜圖。 上世紀(jì)80年代

9、初，Christensen即利用了傅里葉變換對表面肌電信號（sEMG）作了頻率譜的分析，通過高頻/低頻的幅值比，了解到正常個體的自發(fā)用力、控制用力與神經(jīng)肌肉疾病患者之間的頻率譜的差異；又用同軸針電極和不同的平均刺激頻率140Hz、1400Hz、2800Hz檢測了20個肌肉功能異常的病人，并將記錄的sEMG通過快速傅里葉變換進(jìn)行頻率譜分析。研究發(fā)現(xiàn)，使用不同的刺激頻率參數(shù)，其診斷結(jié)果也是不同的，其中，診斷病人肌異常的參數(shù)最佳。Ashely和Wee也利用傅里葉變換對自發(fā)性等容收縮的肱二頭肌的肌電信號進(jìn)行了分析處理，他們將低于60Hz或70Hz的低頻成分分離出來，然后分析證實，在EMG中相對較高幅值

10、的波峰發(fā)生在20Hz以下，平均為11.3Hz，而大多數(shù)肌病患者與那些能維持平滑收縮的患者相比，則具有更多的波峰。 但傳統(tǒng)的頻率譜分析法也有明顯的缺點(diǎn)。首先，使用傅里葉變換研究一個模擬信號的譜特性時，必須獲得時域中信號的全部信息，甚至包括將來的信息，這是很難滿足的；其次，傅里葉變換在時域中沒有任何分辨，也就是說如果一個信號在某一時刻的小的時域中發(fā)生了變化，那么整個譜特征就會受到影響。因此，對非平穩(wěn)的肌電信號，傳統(tǒng)的頻域分析有一定的限制。 頻率特點(diǎn)的變化往往可以確定疲勞和神經(jīng)肌肉系統(tǒng)異常。其特征變化取決于中樞神經(jīng)系統(tǒng)運(yùn)動單位活動同步化、肌纖維募集水平和細(xì)胞酸中毒有關(guān)的肌纖維 興奮傳導(dǎo)速度等生理性因

11、素以及探測電極大小和位置、表面溫度，以及肌肉運(yùn)動方式等測量性因素的共同作用。在疲勞的肌肉，頻率譜的變化為：較高頻率減小而較低頻率增大，這種中位頻率的變化或降低是由于運(yùn)動單位募集模式的同步性，肌纖維的傳導(dǎo)速度變慢，快肌纖維疲勞的結(jié)果導(dǎo)致快肌纖維占優(yōu)勢的局面轉(zhuǎn)至慢肌纖維占優(yōu)勢或上述原因的綜合結(jié)果所致。 有關(guān)疲勞（或耐力測試）的指標(biāo)包括：中位頻率（median frequency, MF），即將所統(tǒng)計的頻譜區(qū)域分為1/2時的頻率，是指骨骼肌收縮過程中肌纖維放電頻率的中間值，在正常情況下人體不同部位骨骼肌之間的MF值高低差異較大，主要受肌肉組織中的快肌纖維和慢肌纖維的組成比例的影響，即快肌纖維興奮主要

12、表現(xiàn)高頻放電，慢肌纖維 平均能量頻率（mean power frequency, MPF），權(quán)的指標(biāo)，是表示時間功能的指標(biāo)；其高低與外周運(yùn)動單位動作電位的傳導(dǎo)速度、參與活動的運(yùn)動單位類型以及其同步化程度有關(guān)。 ?興奮主要表現(xiàn)為低頻放電。 MPF? 0fp(f)df/?p(f)df 0 零線相交率（zero crossing rate, ZCR）即信號上升或下降通過零線的比率。 以上這3個參數(shù)的變化率（負(fù)向斜率），其中平均能量頻率（MPF）斜率是反映局部肌肉疲勞的較好指標(biāo)。 4.2.3 時頻聯(lián)合分析 4.2.3.1短時傅里葉變換 為了改善傳統(tǒng)的頻率譜分析的時間特性問題，1946年Gabor提出了

13、時間局部化“窗函數(shù)”g(t-b)，其中b用于平移窗以覆蓋整個時域，這種方法別稱為“短時傅里葉變換法（SFFT）”。Merletti利用SFFT對自發(fā)肌電信號及電刺激肌電信號進(jìn)行了分析及參數(shù)的選擇，并通過肌電信號頻率譜的頻率成分及各成分的相對強(qiáng)弱，從頻域上揭示了肌電信號的節(jié)律。然而，他也同時發(fā)現(xiàn)，使用SFFT進(jìn)行頻譜估計會產(chǎn)生頻率瀉漏現(xiàn)象，非有效信號假設(shè)為零等因素也會影響頻譜估計。 4.2.3.2Wigner-Ville變換 Wigner 譜分布是基于兩個信號內(nèi)積的傅立葉變換，可以看作是信號在時間頻率平面上兩維能量的分布，具有明確的物理意義。它具有較高的分辨率、 能 量集中性和跟蹤瞬時頻率的能力

14、，能有效地對非平穩(wěn)信號進(jìn)行分析。Gwo-Ching Jang 等人利用此方法對單通道的上肢sEMG進(jìn)行了分析，并提取相應(yīng)特征進(jìn)行識別。Mechelle R.Davies 等人也利用此方法對EMG信號進(jìn)行疲勞分析。Wigner-Ville 變換的不足之處在于其變換是非線性的，即變換的雙線性，所以當(dāng)信號成分較多時，不同成分之間容易出現(xiàn)交叉項，故而會引起偽像，但仍然可采用加窗平滑技術(shù)使交叉干擾項減小。 4.2.3.3小波變換 在肌電信號處理中另一種廣泛流行的時頻聯(lián)合分析方法是小波變換（Wavelet transform）法。由于小波變換在時域及頻域中同時具有良好的局部化性質(zhì)，并可以對高頻成分進(jìn)行“變

15、焦距顯微”，其作用類似于一組帶寬相等、中心頻率可變的帶通濾波器。這一特性使得小波變換特別適用于處理肌電信號一類的突變信號，如Constable及Thronhill 利用小波變換對表面肌電信號進(jìn)行時頻分析發(fā)現(xiàn)，在運(yùn)動過程中，肌肉運(yùn)動模式的時域信號在不同的重力加速度水平下沒有發(fā)生變化，但在頻域中信號發(fā)生了變化。在較低的重力加速度下，低頻信號活動頻繁；而在較高的重力加速度下，低頻信號活動減弱。 4.2.4 時間序列分析 時間序列是指按時間順序觀測值的集合，而時間序列分析是指采用參數(shù)模型對所觀測到的有序的隨機(jī)數(shù)據(jù)進(jìn)行分析與處理的一種數(shù)學(xué)方法。由于傅里葉變換要求隨機(jī)信號是平穩(wěn)的，而參數(shù)模型只要求信號滿足

16、短時平穩(wěn)條件即可，即在被分析的信號段內(nèi)平穩(wěn)即可。所以近年來，時間序列分析逐漸成為肌電信號分析的一個重要手段。早在1975年，Graupe 即提出利用AR建模的方法進(jìn)行肌電信號功能分離來控制假肢，之后這一方法經(jīng)過不斷完善，已廣泛應(yīng)用于假肢控制、功能電刺激(FES)等領(lǐng)域。Merletli 利用了肌電信號的隨機(jī)性，用P 階AR模型來分析表面肌電信號，研究發(fā)現(xiàn)：當(dāng)所選階次過低時，會導(dǎo)致頻率譜變的過于平滑；階次過高時，會導(dǎo)致頻率譜中出現(xiàn)偽跡。最佳P值應(yīng)選為46，這個值最適合于對表面肌電的平均頻率(MNF)及中間頻率(MDF)的估計。同時，Merletli 利用AR 模型中的系數(shù) ak 描述自發(fā)或電刺激

17、引起的EMG，獲得了較好的圖形特征。 4.2.5高階譜分析 傳統(tǒng)的隨機(jī)信號處理技術(shù)是建立在二階統(tǒng)計量基礎(chǔ)上的，它只能完整反映那些服從高斯分布的隨機(jī)信號的概率結(jié)構(gòu)。而當(dāng)肌肉力變化時，實際的肌電信號是非平穩(wěn)的，并不是高斯型信號，它的相位譜含有豐富的信息。高階譜分析就能夠 克服傳統(tǒng)處理方法的不足。例如，可以用雙譜分析(bispectral analysis )分析肌肉變化時的非高斯型肌電信號、對肌肉恢復(fù)進(jìn)行分析等。 4.2.6混沌與分形 混沌與分形理論可以用于EMG產(chǎn)生機(jī)理的研究。國外一些學(xué)者的研究表明，數(shù)的這一特性可以用來研究比例控制的肌電假肢。也有人利用非線性濾波器來研究靜態(tài)承受負(fù)載下的sEMG

18、信號。國內(nèi)也有人利用混沌理論研究肌肉在等張收縮情況下，所測取得到的肌電信號的相空間，通過計算其關(guān)聯(lián)維數(shù)、Lyapunov指數(shù)，表明所測的EMG信號可能是一混沌信號，并利用符號動力學(xué)，研究了EMG信號的確定性。蔡立羽等人在1998年即通過重構(gòu)相空間，分析了運(yùn)動過程中肌電信號的混沌分形特性，發(fā)現(xiàn)不同動作的肌電信號，具有不同的聚類分布。1999年，王人成等人對sEMG信號的分形特征進(jìn)行了詳盡的分析，并發(fā)現(xiàn)，單一利用sEMG的分形值來區(qū)分人肢體的運(yùn)動模式有一定的困難。2003年，胡曉等人又根據(jù)sEMG具有多重分形的特性，采用多重分形譜的面積來識別動作的sEMG信號。盡管自1991年就有人針對各種病理的

19、sEMG信號利用混沌與分形理論進(jìn)行過研究，但總的來說，利用混沌與分形理論等非線性方法處理sEMG信號的研究才剛剛起步。目前，針對肌電信號的非線性分析已經(jīng)成為一個研究的熱點(diǎn)，隨著研究的不斷深入可能會有一些突破性的進(jìn)展。 4.3 sEMG的應(yīng)用 4.3.1 用于不同肌肉收縮時的生理變化 4.3.1.1 等長收縮 肌肉保持一恒定長度收縮時，sEMG變化與肌張力之間的關(guān)系可能是線性的，也可能是曲線的。雖然，線性關(guān)系的斜率和非線性關(guān)系的程度似乎隨著測試的肌肉、關(guān)節(jié)的位置或肌肉的原長度，電極的放置和力量測試的方法改變，但是，總的觀點(diǎn)是，在肌肉長度不變的情況下，隨肌張力的增加，sEMG結(jié)果增加。這種關(guān)系在痙

20、攣時也存在，但線性相關(guān)的斜率較正常高，表明在高張力水平較正常肌肉有更多的運(yùn)動單位被募集。 當(dāng)肌肉長度變化時，這種關(guān)系則不復(fù)存在。在肌肉拉長時，可見低sEMG而高張力；相反，肌肉縮短時，可見高sEMG而低張力。 4.3.1.2等張收縮 一般認(rèn)為在收縮產(chǎn)生相對恒定力量或力短的等張收縮中，sEMG與力量之間的關(guān)系不明確。在等張收縮過程中，有如下幾個因素影響肌肉的長度：在整個收縮過程中肌肉的力量-長度關(guān)系發(fā)生變化；關(guān)節(jié)旋轉(zhuǎn)軸隨肢體的運(yùn)動而致力臂發(fā)生變化；覆蓋在肌肉上的皮膚隨收縮而發(fā)生的變化和肌肉形狀的改變也影響電極與肌纖維之間的空間關(guān)系，因此，在等張收縮時，肌肉的長度不斷變化，可使記錄的sEMG也發(fā)生

21、變化，有效地量化分析sEMG活動則相對困難。 在離心收縮和向心收縮過程中，由于離心收縮應(yīng)用彈性勢能，代謝過程較向心收縮更有效，因此，同樣的肌張力時，離心收縮僅需要較少的運(yùn)動單位，即整個sEMG活動較向心收縮為少。 肌肉縮短的速率是另一個要注意的因素。研究表明，在給定負(fù)荷的離心收縮中，sEMG活動水平不依賴收縮的速度，此外，在給定負(fù)荷的向心收縮中，sEMG活動較大，且隨速度增大而增加（這是因為此時需要更多的募集以適應(yīng)更快的收縮）。因此，在不可控制速度的等張收縮時，sEMG不能直接反映肌肉張力。 總而言之，sEMG與力量之間存在極其密切的關(guān)系，基本觀點(diǎn)是兩者之間有直接關(guān)系，但應(yīng)考慮肌肉的長度和收縮

22、形式。 4.3.2量化評定肌肉疲勞 肌肉隨著重復(fù)收縮可產(chǎn)生局部疲勞現(xiàn)象。在肌肉疲勞過程中可出現(xiàn)如下生理現(xiàn)象：運(yùn)動單位的同步性，慢/快肌纖維的募集順序改變，代謝方面的改變（包 +是對運(yùn)動單位動作電位的頻率譜進(jìn)行分析。 但，SEMG信號會受到諸如運(yùn)動方式、運(yùn)動性質(zhì)（動力性、靜力性）、運(yùn)動強(qiáng)度、肌肉收縮方式（向心、離心）、肌肉的選擇、受試者的體質(zhì)、提取特征值所用的計算方法等的因素的影響，故而在肌肉疲勞的SEMG信號特征研究中，有些結(jié)論并不完全一致。 在1996年，Bendahan等即觀察了前臂屈肌肌群以60MVC靜力收縮狀態(tài)收縮至力竭狀態(tài)的SEMG，發(fā)現(xiàn)在整個過程中SEMG的低頻段能量不斷減少，而高

23、頻段能量首先持續(xù)增加，而后在力竭前下降55。Kroon等比較了分別以50和40MVC為負(fù)荷進(jìn)行等長收縮、離心收縮、向心收縮直至力竭的屈肘肌的sEMG改變，發(fā)現(xiàn)三種性質(zhì)工作的IEMG、RMS隨時間增加，MPF隨時間下降， 但離心收縮的RMS和MPF的改變率比其它兩種工作為高（P<0.001）56。Orizo等研究了肱二頭肌分別在20、40、60、80MVC負(fù)荷下靜力工作至力竭的SEMG信號特征，發(fā)現(xiàn)IEMG隨時間增加，但其改變率與運(yùn)動的強(qiáng)度無關(guān)57。 Crenshaw等在研究中，讓受試者分別以25和70MVC負(fù)荷進(jìn)行伸膝鍛煉，記錄股四頭肌的sEMG，發(fā)現(xiàn)中位頻率在兩種負(fù)荷都顯著下降，但其下

24、降以70MVC負(fù)荷時為高；RMS在兩種負(fù)荷都增加，但增加率則是以25MVC負(fù)荷時為高58。Cerdle等也采用了等動伸膝動作做為運(yùn)動形式，記錄了完成70次最大等動伸膝動作過程中股四頭肌的sEMG變化，發(fā)現(xiàn)在最初的40次收縮階段MPF陡然下降，而后下降率有所降低59。Wretling等研究了9名案牘工作者在等動儀上做伸膝動作直至疲勞過程中的股四頭肌等動收縮的肌電變化，發(fā)現(xiàn)，MPF在初期下降，隨后進(jìn)入穩(wěn)定階段；RMS在最初7次收縮中增加，隨后出現(xiàn)波動，但總的趨勢是上升60。 Roy等觀察了四名健康受試者重復(fù)抬起、放下重物直至疲勞的過程中腰部肌肉SEMG的變化，發(fā)現(xiàn)中位頻率的變化呈現(xiàn)非線性，在每一次

25、抬起和放下重物過程中，又呈現(xiàn)出下降-恢復(fù)交替出現(xiàn)的幾個階段61。 ? 盡管在肌肉疲勞sEMG信號特征的研究中，許多結(jié)論并不完全一致，但大多數(shù)的研究結(jié)果依然證實，從初始態(tài)到疲勞態(tài)，sEMG的頻率譜向低頻轉(zhuǎn)移，即低頻比重增加、高頻比重減少，其特征值MPF、MF均減小。 4.3.3觀察運(yùn)動治療模式的效果 在不同的肌肉運(yùn)動模式中，參與運(yùn)動的肌群不同，但在檢測電極間所募集到的肌電信號則是各個參與運(yùn)動的肌群中的各根肌纖維的運(yùn)動單位動作電位（Motor unit action potential，MUAP）在檢測點(diǎn)引起的電位的總和。因此，不同的肌肉運(yùn)動模式是由不同肌群收縮產(chǎn)生的，其所伴隨的表面肌電信號也是不同的，所以，完全有可能從不同的表面肌電信號特征中找到相應(yīng)的肌肉運(yùn)動模式，這就是對肌肉運(yùn)動模式進(jìn)行分類的生理基礎(chǔ)。 應(yīng)用sEMG可以觀察各種運(yùn)動治療模式的效果。尤其是在訓(xùn)練模式（如原動肌/拮抗肌的關(guān)系，共收縮或交互抑制等）特殊的治療方法（如牽引、墊上訓(xùn)練或PNF模式等），不能用肉眼直接觀察時，客觀的sEMG信號就成為特別有用的評定工具。在等速運(yùn)動中，肌肉的相互影響也可用