肌肉疲勞分析在康復醫學領域具有廣泛的應用。本文以康復訓練系統為應用背景，研究基于表面肌電信號的肌肉疲勞分析。通過對 10 名健康測試者在負載可調的功率自行車上進行負載遞增騎行實驗，同步采集了股外側肌、股直肌和豎脊肌的表面肌電信號和通氣閾值，并分析了各肌肉的肌電疲勞閾。同時分析了等長收縮和等張收縮對肌電疲勞閾測定的影響。實驗結果顯示在負載遞增騎行運動中，肌電疲勞閾值的出現要早于通氣閾值，但兩者差異很小，驗證了基于肌電疲勞閾來分析肌肉疲勞的有效性。對比分析騎行運動中等張收縮股外側肌和等長收縮豎脊肌的肌電疲勞閾，發現肌電疲勞閾對不同收縮方式的肌肉均具有效果。肌電疲勞閾不受肌肉運動形式限制，在康復訓練過程中能夠用于防止過度訓練引起的肌肉損傷，對于股骨干骨折患者康復訓練過程中的疲勞監護具有重要的意義。
引用本文： 劉曉光, 李夢楠, 王立玲, 王妍, 劉秀玲, 王洪瑞. 基于表面肌電信號的康復過程中肌疲勞有效性分析. 生物醫學工程學雜志, 2019, 36(1): 80-84. doi: 10.7507/1001-5515.201703089 復制
引言
近年來，車禍發生率呈逐年遞增趨勢，造成骨折等外傷就醫患者大幅增加。其中，股骨骨折是最常見的骨折之一。股骨是人體最長的管狀骨，俗稱大腿骨，用于支撐人體軀干及骨盆[1]。對于骨折的治療，一般采用加壓鋼板、微創鎖定鋼板、髓內針等手術治療方式，并在臨床上取得了良好的治療效果。骨折治療的后期康復周期相對較長，為了促進患者的快速康復，臨床上常采用負載遞增的騎行運動對患者進行康復鍛煉。但由于股骨負重量大，如果患者運動強度過大或者時間過長，會導致股四頭肌肌力驟增、體積增大，從而壓迫股骨及植入的鋼板、鋼釘。如果長時間過度訓練，很可能導致植入的鋼釘、鋼板發生形變，甚至開裂，對患者造成二次傷害。但是，如果訓練強度過小，又很難到康復訓練的效果。因此，準確地估計肌肉運動強度，為患者合理安排運動量具有非常重要的意義。
肌肉疲勞是描述肌肉運動強度常用指標之一。運動性肌肉疲勞是指運動引起肌肉產生最大收縮力量或者最大輸出功率暫時性下降的生理現象[2]。當肌肉工作在疲勞狀態時，運動強度最高。因此分析康復訓練過程中肌肉疲勞特征，對于骨折患者的康復非常重要。目前，廣泛認同肌肉運動達到無氧閾值（anaerobic threshold，AT）時，肌肉進入疲勞狀態。測量 AT 常用的方法有血乳酸閾值測量法、通氣閾值（ventilator threshold，VT）測量法和基于表面肌電（surface electromyogram，sEMG）的測量法。其中，VT 被認為是測定 AT 的“金標準”[3]。但 VT 測量裝置復雜、昂貴，且測試時需要佩戴呼吸面罩，測試者的舒適性較差。而 sEMG 具有無損傷性、及時性、多靶點測量等優點，在康復醫學領域得到了廣泛應用。
Matsumoto 等[4]首次提出了應用 sEMG 判斷肌肉負荷強度的方法，稱為肌電疲勞閾（electromyogram fatigue threshold，EMGFT）。Kang 等[5]對 69 名普通男性大學生進行負載遞增騎行實驗，分析了股外側肌的 EMGFT，并對 EMGFT 和 VT 進行了相關性分析，結果顯示 EMGFT 與 VT 均與疲勞具有高度的相關性。Duff 等[6]對 8 名男性大學生進行了不同梯度和轉速組合的增量騎行運動實驗，并對比了不同組合下被測者股外側肌 EMGFT。實驗結果顯示踩踏節奏和遞增梯度對 EMGFT 估測沒有影響。宋海燕等[7]分析了人體雙肩背部負重行走時頸部、腰部和腿部主要肌肉 sEMG 信號的平均功率頻率。黃志強等[8]測定了青少年足球運動員股外側肌 EMGFT，并檢驗 EMGFT 與 VT 及心率閾值的相關性，結果顯示 EMGFT 與 VT 相關度較高。盡管目前針對肌肉疲勞進行了大量研究[9-15]，并取得了一定的研究成果，但大多數研究未關注 VT 與 EMGFT 測量數據的同步性問題。此外，大多數研究重點關注等張收縮肌肉，而很少考慮等長收縮肌肉對 EMGFT 測定的影響。
針對上述問題，本文對測試者在負載可調的功率自行車上進行負載遞增騎行實驗。實驗過程中同步采集 sEMG 信號和通氣閾值，根據 sEMG 信號計算 EMGFT，并分析等長收縮和等張收縮對 EMGFT 測定的影響。考慮到骨折患者的安全性問題，本文選擇健康人進行測試。本文旨在探討 EMGFT 無損傷測定 AT 的可行性及有效性，以期為股骨干骨折患者的康復訓練提供理論依據和參考。
1 基于 EMGFT 的肌肉疲勞分析方法
1.1 sEMG 信號預處理
首先對采集的 sEMG 信號進行 50 Hz 陷波處理，濾除工頻干擾。然后對其按照式（1）進行二階差分濾波處理，提高 sEMG 信噪比。圖 1 為實驗過程中一組 sEMG 信號濾波前后對比。
圖1
原始 sEMG 與濾波后 sEMG 對比
Figure1.
Contrast of raw sEMG and denoising sEMG
 |
式中 xt 是差分濾波后數據，yt 是陷波濾波處理后的 sEMG 數據。
1.2 EMGFT 算法
得到濾波后的 sEMG 信號后，采用基于 EMGFT 的方法來估計肌肉的疲勞[13]。疲勞 EMGFT 的算法流程如圖 2 所示。具體步驟如下：
圖2
EMGFT 算法流程圖
Figure2.
The flow chart of EMGFT
（1）采用濾波處理后的 sEMG，設置時間窗 5 s，移動窗 2 s，按照式（2）計算 sEMG 的均方根值（root mean square，RMS）。
 |
（2）將所有 RMS 數據點分成 A、B 兩部分。前 15 個 RMS 數據點作為 A，剩余的 RMS 數據點為 B。對 A、B 兩部分數據分別進行一階最小二乘擬合，得到兩條直線，計算兩條直線斜率乘積。
（3）將 A 部分的 15 個數據點與 B 部分的第一個數據點構成新 A，剩余數據點為新的 B，如果 B 中數據大于 15，重復第 2 步，計算斜率乘積。
（4）如果 B 中數據小于 15，計算所有斜率乘積的最大值，最大值對應兩條直線的交點，即為 EMGFT。
2 實驗仿真
2.1 實驗對象
為了保證實驗的可靠性，本實驗選擇 10 名男性志愿者參與本次實驗，年齡（23.7 ± 1.3）歲，身高（172.0 ± 3.6）cm，體重（68.9 ± 8.6）kg，體質指數 BMI 為 23.4 ± 2.7。志愿者均身體健康，無肌肉損傷等疾病。所有志愿者對實驗內容均完全知情且同意。測試者在實驗前 6 個月內，每周鍛煉不超過 2 次；實驗前 24 小時內，未參加劇烈運動。正式實驗前，由實驗組織者告知測試者實驗目的及步驟，并指導測試者學習使用 Borg 主觀量表評價運動強度[14]。
2.2 數據采集
呼吸檢測設備采用德國耶格公司的 Oxycon Mobile 遙測運動心肺功能儀。sEMG 信號采集設備采用美國 Noraxon 公司的 Desktop DTS 無線肌電采集系統。測試者首先按照設備使用規定要求穿戴好呼吸檢測設備和肌電電極，如圖 3 所示。然后測試者在自行車上進行負載為 20 W、時長為 2 min 的熱身騎行。熱身結束后，測試者進行初始負載功率為 20 W 并以 20 W/min 遞增的騎行運動，同步記錄測試者的呼吸數據和肌電數據。每一級負載中功率恒定不變。直到呼吸商穩定在 1.1～1.2 之間時，測試結束。每級負載運動期間，測試者在組織者的幫助下完成 Borg 量表的評分。
圖3
數據采集系統
Figure3.
Data acquisition system
測試前刮除被測者股外側肌、股直肌和豎脊肌周圍體毛，用 75% 酒精擦拭皮膚，提高采集數據的可靠性。數據采集系統及電極粘貼位置如圖 3 所示，電極沿肌纖維走向貼于右腿外側肌和股直肌靠下 2/3 處和豎脊肌的凸起處，電極間隔約 2 cm。第一次實驗過程中有四人由于電極脫落未采集到可靠數據，實際有六人采集到數據。為了保證采集信息的一致性，兩天以后，針對第一次實驗未采集到數據的四人又重新進行了數據采集實驗。
2.3 實驗結果
利用 1.2 節所述 EMGFT 計算方法分析測試者股外側肌的疲勞時間，如圖 4 所示為其中一名測試者股外側肌的實驗結果。由圖可以看出，在 5.42 min 時達到 EMGFT，認為股外側肌進入疲勞階段。
圖4
股外側肌 EMGFT 實驗結果
Figure4.
Result of EMGFT of vastus lateralis muscle
利用 EMGFT 計算方法分析測試者股直肌的疲勞時間，如圖 5 所示為其中一名測試者股直肌的實驗結果。由圖可以看出，在 5.35 min 時股直肌達到 EMGFT，認為股直肌進入疲勞階段。
圖5
股直肌 EMGFT 實驗結果
Figure5.
Result of EMGFT of rectus femoris
同樣，利用 EMGFT 計算方法分析測試者豎脊肌的疲勞時間，如圖 6 所示為其中一名測試者豎脊肌的實現結果。由圖可以看出，在 5.58 min 時達到 EMGFT，認為豎脊肌進入疲勞階段。
圖6
豎脊肌 EMGFT 實驗結果
Figure6.
Result of EMGFT of erector spinae
3 實驗結果分析
表 1 為測試者在同等負荷下，股外側肌 EMGFT 和呼吸進入通氣閾值疲勞的時間對比。由表 1 可以看出，整體上股外側肌 EMGFT 達到疲勞的運動時間要小于通氣閾值的運動時間。EMGFT 預測的肌肉疲勞時間與通氣閾值預測的疲勞時間平均誤差為 0.150 min。這表明測試者股外側肌達到 EMGFT 的運動時間與通氣閾值的運動時間基本一致。
表1
股外側肌 EMGFT 和通氣閾對比
Table1.
Contrast of EMGFT of the vastus lateralis muscle and ventilator threshold
表 2 為測試者股直肌在同等負載下，EMGFT 和呼吸進入通氣閾值疲勞的時間對比。與股外側肌類似，測試者股直肌達到 EMGFT 疲勞的運動時間也小于通氣閾的運動時間，兩者的平均誤差為 0.236 min，大于股外側肌的疲勞閾值估計。這說明在等量負荷遞增運動中，股外側肌 EMGFT 測定的無氧閾比股直肌的 EMGFT 測定的無氧閾更準確。
表2
股直肌 EMGFT 和通氣閾對比
Table2.
Contrast of EMGFT of the rectus femoris and ventilator threshold
為了分析 EMGFT 對不同收縮方式肌肉的有效性，針對等長收縮的豎脊肌也進行了分析。表 3 為測試者豎脊肌在相同負載下 EMGFT 和呼吸進入通氣閾值疲勞的時間對比。在等量負荷遞增運動中，同一測試者的豎脊肌 sEMG 特征與股外側肌和股直肌的特征基本一致。測試者豎脊肌達到 EMGFT 的運動時間與通氣閾值的運動時間平均誤差為 0.404 min。該誤差范圍大于股外側肌和股直肌的誤差范圍。這表明在等量負荷遞增運動中，豎脊肌 EMGFT 測定無氧閾的準確性較低。
表3
豎脊肌 EMGFT 和通氣閾值對比
Table3.
Contrast of EMGFT of the erector spinae and ventilator threshold
為進一步驗證 EMGFT 的有效性，針對 10 個實驗對象股外側、肌股直肌和豎脊肌的 EMGFT 和通氣閾值的疲勞時間進行了獨立樣本 t 檢驗統計分析和一致性分析。t 檢驗結果為：股外側肌 P = 0.716 6，肌股直肌 P = 0.588 0，豎脊肌 P = 0.458 9。從結果可以看出無論是股外側、肌股直肌還是豎脊肌的 t 檢驗概率 P 均大于 0.05，這說明 EMGFT 與通氣閾值具有較好的一致性。股外側肌的 EMGFT 和通氣閾值疲勞時間差值的均值為 0.150 min，差值標準差為 0.083 7，則 95% 的一致性界限為（–0.31，0.01）。EMGFT 與通氣閾值的 Bland-Altman 一致性分析的結果如圖 7 所示。
圖7
EMGFT 與通氣閾（VT）的 Bland-Altman 圖
Figure7.
Bland-Altman plot of EMGFT and VT
由圖 7 可以看出，10%（1/10）的點位于 95% 的一致性界限外側。在一致性界限的范圍內 EMGFT 和通氣閾的最大差值為 0.25 min，在臨床上，這種評價肌肉疲勞的誤差是可以接受的。因此，認為 EMGFT 和通氣閾值具有較好的一致性，兩者可以相互替代使用。
4 結論
本研究通過對 10 名志愿者進行增量騎行運動試驗，同步采集 sEMG 和氣體數據，計算不同肌肉的 EMGFT，并與通氣閾值相比較。結果表明在遞增負載騎行運動中，EMGFT 的出現早于通氣閾值，但兩者相差很小。針對 EMGFT 和通氣閾值進行了 t 檢驗和一致性分析，驗證了基于 EMGFT 分析肌肉疲勞是有效的。為了進一步分析 EMGFT，針對不同收縮方式的肌肉進行了對比，結果顯示該方法對于等長收縮和等張收縮肌肉均具有效果。EMGFT 不受肌肉運動形式限制，應用范圍較廣，對于股骨干骨折患者康復訓練過程中的疲勞監護具有重要的意義。
引言
近年來，車禍發生率呈逐年遞增趨勢，造成骨折等外傷就醫患者大幅增加。其中，股骨骨折是最常見的骨折之一。股骨是人體最長的管狀骨，俗稱大腿骨，用于支撐人體軀干及骨盆[1]。對于骨折的治療，一般采用加壓鋼板、微創鎖定鋼板、髓內針等手術治療方式，并在臨床上取得了良好的治療效果。骨折治療的后期康復周期相對較長，為了促進患者的快速康復，臨床上常采用負載遞增的騎行運動對患者進行康復鍛煉。但由于股骨負重量大，如果患者運動強度過大或者時間過長，會導致股四頭肌肌力驟增、體積增大，從而壓迫股骨及植入的鋼板、鋼釘。如果長時間過度訓練，很可能導致植入的鋼釘、鋼板發生形變，甚至開裂，對患者造成二次傷害。但是，如果訓練強度過小，又很難到康復訓練的效果。因此，準確地估計肌肉運動強度，為患者合理安排運動量具有非常重要的意義。
肌肉疲勞是描述肌肉運動強度常用指標之一。運動性肌肉疲勞是指運動引起肌肉產生最大收縮力量或者最大輸出功率暫時性下降的生理現象[2]。當肌肉工作在疲勞狀態時，運動強度最高。因此分析康復訓練過程中肌肉疲勞特征，對于骨折患者的康復非常重要。目前，廣泛認同肌肉運動達到無氧閾值（anaerobic threshold，AT）時，肌肉進入疲勞狀態。測量 AT 常用的方法有血乳酸閾值測量法、通氣閾值（ventilator threshold，VT）測量法和基于表面肌電（surface electromyogram，sEMG）的測量法。其中，VT 被認為是測定 AT 的“金標準”[3]。但 VT 測量裝置復雜、昂貴，且測試時需要佩戴呼吸面罩，測試者的舒適性較差。而 sEMG 具有無損傷性、及時性、多靶點測量等優點，在康復醫學領域得到了廣泛應用。
Matsumoto 等[4]首次提出了應用 sEMG 判斷肌肉負荷強度的方法，稱為肌電疲勞閾（electromyogram fatigue threshold，EMGFT）。Kang 等[5]對 69 名普通男性大學生進行負載遞增騎行實驗，分析了股外側肌的 EMGFT，并對 EMGFT 和 VT 進行了相關性分析，結果顯示 EMGFT 與 VT 均與疲勞具有高度的相關性。Duff 等[6]對 8 名男性大學生進行了不同梯度和轉速組合的增量騎行運動實驗，并對比了不同組合下被測者股外側肌 EMGFT。實驗結果顯示踩踏節奏和遞增梯度對 EMGFT 估測沒有影響。宋海燕等[7]分析了人體雙肩背部負重行走時頸部、腰部和腿部主要肌肉 sEMG 信號的平均功率頻率。黃志強等[8]測定了青少年足球運動員股外側肌 EMGFT，并檢驗 EMGFT 與 VT 及心率閾值的相關性，結果顯示 EMGFT 與 VT 相關度較高。盡管目前針對肌肉疲勞進行了大量研究[9-15]，并取得了一定的研究成果，但大多數研究未關注 VT 與 EMGFT 測量數據的同步性問題。此外，大多數研究重點關注等張收縮肌肉，而很少考慮等長收縮肌肉對 EMGFT 測定的影響。
針對上述問題，本文對測試者在負載可調的功率自行車上進行負載遞增騎行實驗。實驗過程中同步采集 sEMG 信號和通氣閾值，根據 sEMG 信號計算 EMGFT，并分析等長收縮和等張收縮對 EMGFT 測定的影響。考慮到骨折患者的安全性問題，本文選擇健康人進行測試。本文旨在探討 EMGFT 無損傷測定 AT 的可行性及有效性，以期為股骨干骨折患者的康復訓練提供理論依據和參考。
1 基于 EMGFT 的肌肉疲勞分析方法
1.1 sEMG 信號預處理
首先對采集的 sEMG 信號進行 50 Hz 陷波處理，濾除工頻干擾。然后對其按照式（1）進行二階差分濾波處理，提高 sEMG 信噪比。圖 1 為實驗過程中一組 sEMG 信號濾波前后對比。
圖1
原始 sEMG 與濾波后 sEMG 對比
Figure1.
Contrast of raw sEMG and denoising sEMG
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式中 xt 是差分濾波后數據，yt 是陷波濾波處理后的 sEMG 數據。
1.2 EMGFT 算法
得到濾波后的 sEMG 信號后，采用基于 EMGFT 的方法來估計肌肉的疲勞[13]。疲勞 EMGFT 的算法流程如圖 2 所示。具體步驟如下：
圖2
EMGFT 算法流程圖
Figure2.
The flow chart of EMGFT
（1）采用濾波處理后的 sEMG，設置時間窗 5 s，移動窗 2 s，按照式（2）計算 sEMG 的均方根值（root mean square，RMS）。
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（2）將所有 RMS 數據點分成 A、B 兩部分。前 15 個 RMS 數據點作為 A，剩余的 RMS 數據點為 B。對 A、B 兩部分數據分別進行一階最小二乘擬合，得到兩條直線，計算兩條直線斜率乘積。
（3）將 A 部分的 15 個數據點與 B 部分的第一個數據點構成新 A，剩余數據點為新的 B，如果 B 中數據大于 15，重復第 2 步，計算斜率乘積。
（4）如果 B 中數據小于 15，計算所有斜率乘積的最大值，最大值對應兩條直線的交點，即為 EMGFT。
2 實驗仿真
2.1 實驗對象
為了保證實驗的可靠性，本實驗選擇 10 名男性志愿者參與本次實驗，年齡（23.7 ± 1.3）歲，身高（172.0 ± 3.6）cm，體重（68.9 ± 8.6）kg，體質指數 BMI 為 23.4 ± 2.7。志愿者均身體健康，無肌肉損傷等疾病。所有志愿者對實驗內容均完全知情且同意。測試者在實驗前 6 個月內，每周鍛煉不超過 2 次；實驗前 24 小時內，未參加劇烈運動。正式實驗前，由實驗組織者告知測試者實驗目的及步驟，并指導測試者學習使用 Borg 主觀量表評價運動強度[14]。
2.2 數據采集
呼吸檢測設備采用德國耶格公司的 Oxycon Mobile 遙測運動心肺功能儀。sEMG 信號采集設備采用美國 Noraxon 公司的 Desktop DTS 無線肌電采集系統。測試者首先按照設備使用規定要求穿戴好呼吸檢測設備和肌電電極，如圖 3 所示。然后測試者在自行車上進行負載為 20 W、時長為 2 min 的熱身騎行。熱身結束后，測試者進行初始負載功率為 20 W 并以 20 W/min 遞增的騎行運動，同步記錄測試者的呼吸數據和肌電數據。每一級負載中功率恒定不變。直到呼吸商穩定在 1.1～1.2 之間時，測試結束。每級負載運動期間，測試者在組織者的幫助下完成 Borg 量表的評分。
圖3
數據采集系統
Figure3.
Data acquisition system
測試前刮除被測者股外側肌、股直肌和豎脊肌周圍體毛，用 75% 酒精擦拭皮膚，提高采集數據的可靠性。數據采集系統及電極粘貼位置如圖 3 所示，電極沿肌纖維走向貼于右腿外側肌和股直肌靠下 2/3 處和豎脊肌的凸起處，電極間隔約 2 cm。第一次實驗過程中有四人由于電極脫落未采集到可靠數據，實際有六人采集到數據。為了保證采集信息的一致性，兩天以后，針對第一次實驗未采集到數據的四人又重新進行了數據采集實驗。
2.3 實驗結果
利用 1.2 節所述 EMGFT 計算方法分析測試者股外側肌的疲勞時間，如圖 4 所示為其中一名測試者股外側肌的實驗結果。由圖可以看出，在 5.42 min 時達到 EMGFT，認為股外側肌進入疲勞階段。
圖4
股外側肌 EMGFT 實驗結果
Figure4.
Result of EMGFT of vastus lateralis muscle
利用 EMGFT 計算方法分析測試者股直肌的疲勞時間，如圖 5 所示為其中一名測試者股直肌的實驗結果。由圖可以看出，在 5.35 min 時股直肌達到 EMGFT，認為股直肌進入疲勞階段。
圖5
股直肌 EMGFT 實驗結果
Figure5.
Result of EMGFT of rectus femoris
同樣，利用 EMGFT 計算方法分析測試者豎脊肌的疲勞時間，如圖 6 所示為其中一名測試者豎脊肌的實現結果。由圖可以看出，在 5.58 min 時達到 EMGFT，認為豎脊肌進入疲勞階段。
圖6
豎脊肌 EMGFT 實驗結果
Figure6.
Result of EMGFT of erector spinae
3 實驗結果分析
表 1 為測試者在同等負荷下，股外側肌 EMGFT 和呼吸進入通氣閾值疲勞的時間對比。由表 1 可以看出，整體上股外側肌 EMGFT 達到疲勞的運動時間要小于通氣閾值的運動時間。EMGFT 預測的肌肉疲勞時間與通氣閾值預測的疲勞時間平均誤差為 0.150 min。這表明測試者股外側肌達到 EMGFT 的運動時間與通氣閾值的運動時間基本一致。
表1
股外側肌 EMGFT 和通氣閾對比
Table1.
Contrast of EMGFT of the vastus lateralis muscle and ventilator threshold
表 2 為測試者股直肌在同等負載下，EMGFT 和呼吸進入通氣閾值疲勞的時間對比。與股外側肌類似，測試者股直肌達到 EMGFT 疲勞的運動時間也小于通氣閾的運動時間，兩者的平均誤差為 0.236 min，大于股外側肌的疲勞閾值估計。這說明在等量負荷遞增運動中，股外側肌 EMGFT 測定的無氧閾比股直肌的 EMGFT 測定的無氧閾更準確。
表2
股直肌 EMGFT 和通氣閾對比
Table2.
Contrast of EMGFT of the rectus femoris and ventilator threshold
為了分析 EMGFT 對不同收縮方式肌肉的有效性，針對等長收縮的豎脊肌也進行了分析。表 3 為測試者豎脊肌在相同負載下 EMGFT 和呼吸進入通氣閾值疲勞的時間對比。在等量負荷遞增運動中，同一測試者的豎脊肌 sEMG 特征與股外側肌和股直肌的特征基本一致。測試者豎脊肌達到 EMGFT 的運動時間與通氣閾值的運動時間平均誤差為 0.404 min。該誤差范圍大于股外側肌和股直肌的誤差范圍。這表明在等量負荷遞增運動中，豎脊肌 EMGFT 測定無氧閾的準確性較低。
表3
豎脊肌 EMGFT 和通氣閾值對比
Table3.
Contrast of EMGFT of the erector spinae and ventilator threshold
為進一步驗證 EMGFT 的有效性，針對 10 個實驗對象股外側、肌股直肌和豎脊肌的 EMGFT 和通氣閾值的疲勞時間進行了獨立樣本 t 檢驗統計分析和一致性分析。t 檢驗結果為：股外側肌 P = 0.716 6，肌股直肌 P = 0.588 0，豎脊肌 P = 0.458 9。從結果可以看出無論是股外側、肌股直肌還是豎脊肌的 t 檢驗概率 P 均大于 0.05，這說明 EMGFT 與通氣閾值具有較好的一致性。股外側肌的 EMGFT 和通氣閾值疲勞時間差值的均值為 0.150 min，差值標準差為 0.083 7，則 95% 的一致性界限為（–0.31，0.01）。EMGFT 與通氣閾值的 Bland-Altman 一致性分析的結果如圖 7 所示。
圖7
EMGFT 與通氣閾（VT）的 Bland-Altman 圖
Figure7.
Bland-Altman plot of EMGFT and VT
由圖 7 可以看出，10%（1/10）的點位于 95% 的一致性界限外側。在一致性界限的范圍內 EMGFT 和通氣閾的最大差值為 0.25 min，在臨床上，這種評價肌肉疲勞的誤差是可以接受的。因此，認為 EMGFT 和通氣閾值具有較好的一致性，兩者可以相互替代使用。
4 結論
本研究通過對 10 名志愿者進行增量騎行運動試驗，同步采集 sEMG 和氣體數據，計算不同肌肉的 EMGFT，并與通氣閾值相比較。結果表明在遞增負載騎行運動中，EMGFT 的出現早于通氣閾值，但兩者相差很小。針對 EMGFT 和通氣閾值進行了 t 檢驗和一致性分析，驗證了基于 EMGFT 分析肌肉疲勞是有效的。為了進一步分析 EMGFT，針對不同收縮方式的肌肉進行了對比，結果顯示該方法對于等長收縮和等張收縮肌肉均具有效果。EMGFT 不受肌肉運動形式限制，應用范圍較廣，對于股骨干骨折患者康復訓練過程中的疲勞監護具有重要的意義。
