第十六章 表面肌电图.docx
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第十六章表面肌电图
第十六章表面肌电图
康复医学实践常常要求评定特定目的行为或治疗方法中的肌肉功能,而这种日趋增高的要求并非仅仅是以往单一运动单位电位的检查,取而代之、并更为关注的是观察肌肉反应的模式、肌肉活动开始和停止情况、与治疗效果相关的肌肉反应水平、肌肉收缩形式及肌肉活动的姿势等。
这些对肌肉活动客观评定的需求极大地促进了表面肌电图在康复医学领域的应用。
例如,应用表面肌电图可以评定运动疗法促进或抑制特定肌肉活动的能力,以此判定治疗目的是否实现。
因此,表面肌电图在康复医学实践中的应用具有极广泛的前景。
第一节概述
表面肌电图(SurfaceEMG,sEMG),也称动态肌电图(DynamicEMG),或运动肌电图(KinesiologicEMG)。
表面肌电图在电生理概念上虽然与针电极肌电图相同,但表面肌电图的研究目的、所使用的设备以及数据分析技术是有很大区别的。
相对于针电极肌电图而言,其拣拾电极为表面电极。
它将电极置于皮肤表面,其使用方便,可用于测试较大范围内的EMG信号,并很好地反映运动过程中肌肉生理、生化等方面的改变。
同时,它提供了一安全、简便、无创的客观量化方法,不须刺入皮肤就可获得肌肉活动有意义的信息,在测试时也无疼痛产生。
另外,它不仅可在静止状态测定肌肉活动,而且也可在运动过程中持续观察肌肉活动的变化;不仅是一种对运动功能有意义的诊断方法,而且也是一种较好的生物反馈治疗技术。
一、sEMG的发展简史
有关肌电信号的历史可追溯到17世纪。
在17世纪中叶,FrancescoRedi发现电鳍刺鱼的能量来源于一十分特殊的肌肉。
此后人们不断发现肌肉收缩与电活动之间的关系。
1849年,DuBoisReymond首次发现了人类肌肉自主收缩时的电活动。
20世纪20年代,Gasser和Newcomer用一新发现的阴极射线示波管显示了来自于肌肉活动的电信号,并由此于1944年荣获诺贝尔奖。
20世纪30~50年代,伴随着sEMG仪不断地改进,研究者们开始更广泛地应用此项技术进行正常和异常肌肉功能的研究。
其中,最主要的改进是差分放大器的应用。
在sEMG研究早期,由于所用的放大器十分容易被记录环境中的其他电磁波所“污染”,因此,sEMG的记录通常需要在可消除记录环境中电磁噪声的铜网屏蔽房间内进行。
1950年代,生物医学工程家们发明了差分放大器,sEMG的工作环境不再需要铜网屏蔽,sEMG工作也从研究的范畴扩展到了临床,临床sEMG实践也开始繁荣。
20世纪60年代,由肌电图为基础的生物反馈技术的诞生,使得sEMG技术渗透到了治疗领域。
1969年,ElmerGreen首次应用sEMG生物反馈技术进行放松训练,并应用于心理治疗。
逐渐地,sEMG更为广泛地应用于康复医学临床诊断和治疗,如物理治疗、脊柱手法治疗等的疗效评定,并还应用于神经学和泌尿学等学科。
近年来,sEMG技术的应用途径更为广泛(如作为神经肌肉疾患的再训练、偏瘫患者功能康复的辅助手段等),研究也更为深入,并获得了越来越多康复医师的青睐。
二、sEMG的解剖、生理基础
(一)肌肉的显微结构
直径为100um的骨骼肌节段可由多个20um的肌纤维组织构成。
肌纤维的显微结构则是由1um的肌原纤维组成。
肌原纤维是肌纤维中惟一的收缩成份。
其由肌小节组成,肌小节可认为是一收缩单位,是2条Z线之间的肌原纤维部分。
肌小节可分为肌球蛋白和肌动蛋白。
(二)肌电位的形成过程
运动神经未兴奋时,肌纤维处于静息状态,此时肌纤维内外的离子趋于平衡状态,无电位产生。
当运动神经将兴奋传递到运动终板时,这种兴奋的冲动便使肌膜对离子的通透性增加,膜外的离子先受到激发,迅速转入膜内,膜内离子剧增而引起放电,产生动作电位。
但在膜外离子大量转入膜内的同时,膜内原来的离子也转到膜外,以使膜内外离子达到新的平衡,这一过程形成一个单相的肌电位。
但一般情况,过程还要继续下去,膜内外离子的交换还在进行,膜外的离子又摄入膜内,膜内的离子又转到膜外,重新回到原来静息时的平衡状态,如此产生一个双相肌电位。
因此,肌肉的动作电位是在运动神经末梢传递到达突触产生终板电位,引起肌纤维膜去极化、电位扩散及一系列的生物物理和化学变化过程而形成的。
简而言之,当神经冲动使肌浆中Ca++浓度升高时,肌蛋白发生一系列变化,使细胞丝向暗带中央移动,与此相伴的是ATP的分解消耗和化学能向机械功的转换,肌肉收缩的完成。
在肌纤维收缩的同时也相应地产生了微弱的电位差,这就是肌电信号的由来。
(三)运动单位和神经肌肉的连接
肌纤维的功能单位称为运动单位,具体由一个运动神经元发出的终未支以及不同数量、具有相似生化和生理特性的肌纤维、运动终板等组成。
运动单位为肌肉活动的最小单位,实际见到的肌肉收缩,是多个运动单位共同参加活动的结果。
神经纤维末梢与肌细胞之间的联系处,称神经肌肉接头。
由神经轴突末梢(突触前膜),运动终板(肌纤维膜,突触后)及两者间的突触间隙构成。
肌肉收缩的原始冲动首先来自于脊髓,并通过轴突传导神经纤维,再由神经纤维通过运动终板发放冲动形成肌肉收缩,每一根肌纤仅受一个运动终板支配,该运动终板一般位于肌纤维的中点。
由此表明,EMG是神经冲动至肌肉收缩过程中的一种生理现象。
(四)肌纤维的分类
肌纤维可分为慢肌纤维和快肌纤维。
慢肌纤维由于有较多的含氧血提供给这些肌肉,故呈“红”色特征,也称为“红肌”,其力量产生较慢。
特点为ATP产生是氧化代谢型的(即其含有较高的氧化能力)、工作时间较长、作用生要为保持耐力。
快肌纤维也称为白肌,力量产生较快。
特点为ATP产生是无氧酵解途径、工作时间较短、作用主要为快速反应。
由于快肌纤维主要为无氧酵解(糖元代谢)途径,故在相对较短的时间易产生疲劳和乳酸堆积。
由此可见不同肌纤维类型因其收缩不同、生理改变不同、作用不同,故其收缩时的肌电信号也有特征,从而肌电信号反过来也可相应反映耐力、生化改变,也就是疲劳度、代谢等方面的情况。
三、sEMG信号产生的模式
sEMG的起源是运动单位活动电位(MUAP),活动电位由给定肌肉收缩过程中所激活的每一运动单位所释放。
在任何一个给定的募集模式,众多的运动单位以非同步的模式被激活,这种非同步激活模式提供了流畅运动的可能性。
这些运动单位活动的总和构成了肌电信号的强度。
因此,sEMG信号实质上是多个运动单位活动电位差的总和,其波幅典型地在1~5000uv之间,频率范围为10~400Hz。
当然,也不可否认,这种信号最终也是受中枢神经系统所控制的。
并且,肌电图与肌肉收缩之间有着十分密切的关系。
一般情况下,当肌肉轻度收缩时,肌电信号相对较弱,且频率也低;而肌肉强力收缩时,肌电信号则较强,且频率也高。
四、sEMG的特点
(一)sEMG与针电极EMG的区别和相关性
sEMG将电极置于皮肤表面,其使用方便,可用于测试较大范围内的肌肉EMG信号。
这种肌电信号实质上来自于多个运动单位,可很好地反映运动过程中的肌肉生理、生化等多方面的改变,但缺点总是仅能有效地应用于浅表肌肉。
针电极肌电图将电极插入肌肉内,可很好地研究深层肌肉的运动学和神经生理学活动,且很少被交调失真所影响,但其所能测试的范围远比表面电极小得多。
此外,在重复检查时,由于针电极在重复插入肌肉组织过程中更难保持一致的定位,因此,重测信度较sEMG为低。
有关研究结果表明sEMG和针电极EMG之间存有极好的相关关系。
虽然sEMG容易被邻近肌肉的交调失真所影响,也可能会因为电极和活动肌肉之间的皮下组织,甚至某些运动涉及了其它肌肉等因素所影响,但Arokoski等(1999年)在18种不同的治疗性锻炼方法中,分别用针电极和表面电极记录了椎旁肌EMG信号,结果表明两者在L2、L5水平的平均EMG活动的相关性分别为0.928和0.950。
(二)sEMG的优点
sEMG提供了一安全、简便、无创的客观量化方法,其不须刺入皮肤就可获得肌肉活动有意义的信息,同时在检查时也无疼痛产生。
sEMG不仅可在静止状态测定肌肉的活动,而且也可在运动过程中持续观察肌肉活动的变化过程。
同时应用前置放大器的排列,还可区别肌肉不同部位的不同功能。
结合sEMG记录的信息和应用者有关肌肉功能的基础知识,可获得神经系统介入肌肉功能活动时有价值的信息。
sEMG不仅可作为一对运动功能有意义的诊断方法,而且还可较好地成为一生物反馈治疗技术。
(三)sEMG的缺点
sEMG虽然可测定较大区域的肌肉活动,但神经肌肉系统是相当复杂的,仅用几个通道的sEMG信号是有限制的。
解决的方法是至少应有4个通道以上的sEMG仪,这样方可同时研究双侧相对应的肌群(原动肌与拮抗肌),才可获得更有意义的肌电信息,对临床工作的帮助才更有意义。
串扰(cross-talk)现象是sEMG检查中容易发生的问题。
这是邻近肌肉组织将能量传递到所记录的肌肉组织的现象。
这一问题的存在使sEMG不能较好地单独测定一特定的肌肉。
解决的方法是更好地确定表面电极的放置。
不过,目前有关电极放置的问题尚还无统一的标准。
对sEMG的解释有争议,尤其是与肌力的关系问题。
确切地讲,sEMG并不是在测定肌力,而只是测定了在收缩、做功过程中肌肉的肌电活动。
因此,对其解释要慎重。
第二节sEMG仪的基本构成与工作原理
sEMG信号从解剖上讲反映的是脊髓神经冲动到肌收缩的过程;从生理模式上讲则是脊髓发放运动神经冲动至多个运动单位活动电位差,产生生理学意义上的EMG信号;从仪器上讲,则是在记录部位,通过减少系统噪音,应用电极和记录装置,记录下EMG信号。
单个的神经冲动传递至一个运动单位时产生一活动电位差,当下传的冲动分别至多个运动单位然后分别传出信号,多个运动单位传出信号在记录装置上迭加则形成表面电极记录的EMG。
一、sEMG仪的基本构成
由于肌肉活动产生的电位数值极小,一般仅用微伏表示,欲想获得这一信号,需要用十分精密和敏感的装置将其拾取和放大。
因此,从本质上讲,sEMG仪是一个敏感性极佳的伏特计。
sEMG仪的基本构成包括拾取电极、传输导线、放大器、滤波器等。
此外,先进的sEMG仪还有数据记忆卡、电脑及专门的分析软件等设备。
二、sEMG仪的工作原理
(一)表面电极下肌电信号的传导
如前所述的肌电信号在被sEMG仪的电极和放大器拾取前的传导情况可用简单的图示表达。
图中每一小圈代表了运动单位募集区域有关的纤维,注意它们之间有略微的重叠,靠近皮肤表面的实线小圈由于它们最靠近记录电极,故sEMG信号较强;小圈越呈虚线,则离记录电极越远,电极记录到的信号较弱。
在记录电极之前肌电信号所需穿越的组织距离越远,其所受的阻抗就越大,而且,组织倾向于吸收肌电信号的高频成分,而低频部分则很容易通过,因此,组织也可被认为是肌电信号的低频通过滤波器。
此外,肌肉与记录电极之间的脂肪层为不良导体,脂肪层越厚,抵达电极的信号量则越小。
在相同运动和电极摆放条件下,一般瘦体型者sEMG静息电位和峰波幅值较脂肪层厚者为高;甚至在同一个体,脂肪层较薄区域的sEMG波幅相对也较大,例如虽然臀大肌的肌容积较前臂伸肌大,但典型的前臂伸肌的肌电信号波幅通常大于臀大肌。
因此,脂肪组织的削弱作用不可忽视,电极处的皮褶厚度与sEMG的波幅值相关性较高(静息状态时r=-0.5,活动募集状态时,r=-0.25),在静息状态下,脂肪层对sEMG的干扰较动态sEMG记录时为大。
(二)阻抗
阻抗为电流通过物质时所遇到的阻力,皮肤属于不良导体,因此对肌电信号的微电流也存在阻抗。
皮肤的阻抗(可视为直流电的电阻阻抗)并非是一成不变的,它可因皮肤的潮湿程度、表皮的油性成分、角质层的密度、死亡细胞厚度的改变而改变。
临床上常用一些电解质媒介(如含盐的或增加信号传导的物质)提高电极表面和皮肤表面之间的导电性;在没有应用电解质(干电极)时,皮肤也可通过出汗,而自我提供电解质媒介,增加导电性。
因此,需要保持电极与皮肤之间的阻抗尽可能地低,且使两个记录电极之间的阻抗平衡。
通常采用乙醇棉球擦拭皮肤可达到这一目的。
一般电极处的阻抗须低于5000~10000Ω,足够低的阻抗方可提供清晰的信号。
当电极和皮肤之间界面的阻抗过高或两个电极之间的阻抗过于失衡,可造成放大器的共模抑制失效,放大过程就会受到来自房间内频率为60Hz的干扰。
欲降低皮肤阻抗以获得有价值、有意义的肌电信号,还需依赖sEMG仪的放大器。
放大器的特征之一是输入阻抗(inputimpedance),所谓输入阻抗是指放大器为吸收抵达电极-皮肤表面的的肌电信号微电流而需要的阻抗,以达到放大这一微弱信号的目的。
皮肤表面的阻抗和输入阻抗应有一定的匹配。
基于欧姆定律,sEMG放大系统应具有一已知的输入阻抗以吸收期望被量化的肌电信号。
因此,就伏特计工作原理相似的sEMG仪而言,皮肤阻抗(Is)必须低于输入阻抗,这一点十分重要。
一般要求sEMG仪前置放大器的输入阻抗应为电极-皮肤界面阻抗的10~100倍,例如sEMG仪的输入阻抗为107Ω,则其可承受的电极-皮肤界面的阻抗可达10000Ω。
总之,sEMG仪前置放大器的输入阻抗越大,则该仪器的性能越佳。
较高的输入阻抗可使sEMG仪更好地应对较差的电极皮肤接触,而更有利于临床工作。
但即便是sEMG仪具有较大的输入阻抗,也不能忽视表面电极处的皮肤准备,因为干的、角化的或油性的皮肤可使电极-皮肤界面的阻抗高达107Ω。
另外,即便sEMG仪放大器具有较大的输入阻抗,但仍会对两个记录电极之间的阻抗失衡敏感,这种阻抗的失衡可发生在某一电极置于有少许毛发的部位,另一电极置于无毛发的部位;或是动态评定、治疗过程中某一电极与皮肤之间失去良好的附着关系。
因此,尽可能地避免将电极放置在有毛发的部位,良好地固定电极是减少此类问题发生的基础。
通常sEMG仪放大器可承受的两个部位之间的阻抗差值应<20%,否则会导致对波幅的错误评定。
其他可降低阻抗的两个要素是电极自身和电极、放大器之间的导线。
电极的尺寸和制作材料的不同会产生不同的阻抗;电极、放大器之间的导线容易折断,尤其是头端折断,可导致极大的阻抗,这实际上是sEMG仪最主要的弱点之一。
(三)差分放大器和共模抑制
肌肉的活动电位通过电极-皮肤界面后,则将进一步进入差分放大器和共模抑制过程。
在放大过程中,信号被增大(称之为增益),增益量决定视觉显示时的信号大小。
差分放大器和共模抑制的应用使sEMG仪得以从铜网屏蔽后解放出来。
在差分放大过程中,需要3个电极(2个记录电极,1个参考电极),记录电极置于肌肉,而参考电极则简单地于身体某处良好接触即可,抵达两个记录电极的生物学信号与参考电极相比较,每一记录电极独有的能量信号被进一步处理和显示。
其工作原理为:
肌肉收缩时的能量可随肌纤维从运动终板至两端肌腱附着处释放,当记录电极平行于肌纤维置放并略微离开肌腹中央(运动终板密度最大处)时,释放的动作电位以不同的时间抵达两个记录电极,这一过程可使共模电位消失。
典型的共模电位来源于外在的电磁噪音,如60Hz的灯、计算机等。
因此,差分放大器只放大与记录电极相连的两个输入终端之间的电位差,从而有效地排除共模电位(后者产生于两输入终端和地线之间,不但包括来自电缆线的干扰,而且包括来自远处的肌肉动作电位的伪差)。
可以用共模抑制比(common-moderejectionratio,CMRR)来表达某一差分放大器的共模抑制程度,计算公式为:
CMRR=20log10(A/B)(单位dB),其中A为共模电位的波幅,B为差分模式电位的波幅。
放大器所固有的不平衡使共模抑制不可能完善。
CMRR说明信号与共模的电位之间差分放大的有效程度。
CMRR越高,则性能越好,一般其值应为90~140dB。
(四)肌电信号的滤波
肌电信号经差分放大器“增益”后,进入的下一个程序为滤波。
大部分sEMG仪具有一60Hz的记数刻痕滤波器。
这一滤波器可以是sEMG仪线路中本身具有的硬件(称之为模拟滤波器),也可以应用软件实现滤波器功能(称之为数字滤波器)。
记数刻痕滤波器为波段抑制滤波器,滤波的范围极窄(59~61Hz),有极高的斜率,目的是消除记录环境中共模抑制所不能去除的60Hz电磁噪音。
但是,这一滤波器并非十分完美,过强的噪音则较容易通过。
下一个基本的sEMG滤波器是波段通过滤波器,它的作用是仅允许通过某一频率范围的、需要进一步量化和显示的肌电信号。
一般的波段通过滤波器的通频带高于20Hz,低于300Hz。
低限频率有助于消除与导线摆动有关的电子噪音和与缓慢流动的直流电电位有关的混杂生物学伪差;高限频率有助于消除电极部位的组织噪音。
选择sEMG滤波器在某种程度上可视为表面肌电图操作的一种“艺术”,因为不同的检查部位、检查目的,所选择的滤波器有所不同。
(五)频率谱分析、疲劳和波段通过滤波器
来自肌肉的肌电信号与光相似,为一频率谱。
sEMG仪可通过某一途径(如波的干涉模式)将其分解成不同的频率成分,并显示其频率范围。
“功率频率谱密度”以曲线的形式反映了肌电信号的频率成分。
频率谱的分析需要应用一个称之为“快速傅立叶转换系统(FFT)”的数学技术,以将信号分解为各种频率成分。
通常认为,抵达差分放大器的sEMG信号包含的是许多运动单位释放电位的总和,即放大器上所获得的往往为合成信号,当将FFT连于这一合成信号时,则可将其分解成频率谱图。
(六)sEMG的视觉显示类型
当sEMG信号被放大、滤波后,它就可进入视觉显示和量化表达程序。
sEMG视觉显示的方法有4种基本类型:
原始sEMG、处理过的sEMG、频率谱分析和概率波幅直方图。
原始sEMG显示是未经处理的的、峰值至峰值的示波显示形式,是最古老、也是最简单的显示形式。
sEMG的处理过程可通过放大器后的电阻器、电容器和集成电路(ICS)的电子化处理或计算机软件的数字化处理。
处理的目的是使信号更易理解、阅读和解释。
在应用sEMG仪训练患者如何控制肌肉功能时,降低肌电活动信号的变异并使之变得简单、容易理解是一件十分重要的事,这在很大程度上有利于获得良好的治疗效果。
虽然sEMG信号处理后可产生各种量化结果(如平方根、积分平均值等),但处理的初始步骤大致相同。
第一步是需要对信号进行全波整流,即将原始信号中低于0点以下的信号成分(负电位)整流为正电位。
第二步是以某种途径使信号变得平滑,即采用低通滤波器滤过全波整流的信号得到线性包络线,也可采用数学方法(即数字化滤波)得到。
(例如,在显示时,并不显示整流信号的每一点,而是绘制sEMG数据的每6点数据的平均值(即积分平均),通过这一方式,可以使sEMG信号的变化性降低,而增加平均的样本数,sEMG信号的自发差异可进一步降低。
)这种描绘全波整流信号的峰值轮廓曲线的方法也称为线性包络线(linearenvelope)。
降低变化性后的肌电信号曲线因为去除了信号的上下“颠簸”而在视觉上显得平滑、流畅。
(七)sEMG信号的量化
通过量化处理,可将肌电信号以数量的形式予以表达。
由于sEMG信号在负值之间振荡,因此,简单地用所有数值(电位)相加来进行量化是不可能的,这可使所有正值和所有负值相抵,代数和的结果为0。
常用的sEMG信号量化方法为:
峰值至峰值、积分平均和平方根(RMS)等。
峰值至峰值:
用于原始sEMG记录,表达的是从迹线开端到末端的测量值,即其宽度。
通常峰值至峰值测量为总和或某一时间段的平均值。
积分平均(μV/sec):
用于处理后的sEMG信号,表达的是在某一给定的时间单位内整流后sEMG的简单数学平均值。
原始sEMG数据的加、减符号被忽略,以绝对值的形式将给定时间段内的各值相加,除以观察值的数目。
积分平均值为1/2峰值至峰值的0.637。
平方根(RMS):
是通过将数据平方后相加,除以测定数目总和,最后开平方根后的值。
由于积分平均时有删除效应,因此这一量化方法较积分平均更为常用。
而且,平方根的方法将模拟信号转变为数字信号,故其变形的程度较低。
RMS值为1/2峰值至峰值的0.707。
(八)sEMG的听觉显示
一些sEMG仪具有听觉显示的功能,有些甚至可听到原始sEMG信号,这一特点与针电极EMG仪一样,提供了一些指导检查的线索和进行肌电反馈的帮助。
在sEMG,原始信号声类似白噪音;当沾染了60Hz干扰时,可听到明显的嘀嘀声。
sEMG波幅越高,则音高越高。
音调常与阈值有关,阈值可用于确定sEMG信号的高低。
第三节sEMG仪的操作
各种先进技术使sEMG仪的操作变得相对简单了许多,例如:
遥测技术的应用,避免了需要较长导线的累赘,sEMG仪的应用空间也大大拓宽;计算机的应用,使sEMG信号的存储和分析、显示变得快捷;多通道sEMG仪使同步记录、分析多块肌肉肌电信号成为现实。
本节就有关sEMG仪的操作,尤其对是一些新的技术和发展趋向,做一简要介绍。
一、sEMG仪的基本设备要求
欲使sEMG仪在临床上,特别是康复医学实践中能够发挥更大的作用,sEMG仪应达到如下一些基本设备要求(见表16–1)。
表16–1sEMG仪的基本设备要求
项目
合适范围
注释
输入阻抗
105~1013Ω
大部分sEMG仪均≥107Ω,这更适用于医学范畴
共模抑制(CMRR)
70~80dB
其决定了sEMG仪放大器消除来自环境的外在噪音(如灯、计算机等电流噪音)的能力,其值越高越好
仪器噪音水平
0.1~1.0mV
这反映了sEMG仪拾取信号的最低水平,也是sEMG仪放大器的噪音水平
波段通过滤波器的波宽
大部分sEMG仪电流为20~30Hz,但面部除外,因为其较靠近表面、较小、有较高的神经支配率,故可用600Hz的仪器检查。
通频波宽也决定了所抑制的噪音,ECG伪差仅能用100~200Hz的滤波器消除。
若sEMG仪上波段通过滤波器具有波宽的选择设定,则可提供更大的应用范围。
波宽的选择须与检查的要求相匹配。
当应用与肌肉骨骼功能障碍或软组织损伤时,因肌肉易于疲劳,故波段通过的低限为20Hz左右;对肌肉放松状态的检查应采用波宽100~200Hz滤波器
一般情况:
20~1000Hz
放松训练:
100~200Hz
肌肉骨骼评定与康复:
20~300Hz
面部肌肉记录:
20~600Hz
范围/增益
该值表明可测定的波幅范围。
一般条件下的波幅范围可应用于普通的动态sEMG记录。
但若sEMG仪波幅范围为0~500μV,而实际数值超过上限,则放大器工作达到极限,潜在的有价值的信息会丢失。
以目的为是否放松的检查,则波幅一般不超过100μV,以使记录的敏感性更高
一般情况:
0~1000RMSμV
动态运动:
0~1000RMSμV
放松目的:
0~100RMSμV
信号的平滑选择
0.1~10s的时间
通常需要转化为一刻度或由计算机系统变为数字。
这一特征有时可用滤波器完成。
其有利于操作者选择如何更好地使信号平滑并加以处理
视觉显示
计量器显示
线性与对数
线性计量器的每一数值之间等间距,是最常用的形式。
对数计量器在刻度上给予下端更多的间距(较上端),这可使低电位的肌电信号更精确,用于放松目的检查时更敏感
数字显示
数字显示质量更高,故可见到运动转换时的sEMG量化值的变化
计算机显示
原始信号或处理后的信号
计算机显示可清晰显示sEMG信息的时间变化情况,并可选择原始信号和处理信号以提供更多的应用,一般原始sEMG提供较多的诊断信息,处理后的视觉显示可使结果易于理解
听觉显示
原始sEMG
听觉阈值
双音与模拟
原始信号或生物反馈
SEMG听觉反馈特征性地用于再训练目的,它可以是模拟音调的(简单的音高变化),也可以是双音调形式的(当患者高于或低于设置的阈值时应用)。
应用多媒体计算机可产生音乐或合成音调,甚至是人机对话
需要注意的是,由于每一sEMG仪具有不同的放大器、滤波器和sEMG量化方法,因此,直接进行不同sEMG仪测定值之间的比较是不可能
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