步骤

一、信号检测

精确解析技术信号探查的一个重要特征是用一个特殊电极在肌肉组织中探查三道EMGff号，这是该技术比较基本的重要环节。三道信号在减少决策过程疑虑中非常必要，因此根据计算机运算法则来识别EMG信号中的不同MUAPT。这个记录需要特殊设计的四导丝电极（QuacJrJfilarectrode)来完成，电极包括两种：一个是针状电极(needle electrode), 另一种是金属丝电极（wire electrode)。

电极的选择

针状电极具有以下优点：

一可用来获得动作电位的形态特性

一可用来获得宏EMG信号

一可在肌肉中精确定位

一可以用手操作将电极插入高质信号区

一可用于临床

针状电极具有以下缺点：

一不能用于动态收缩的记录

一当插入深部肌肉组织中时可引起疼痛

一不能长时间留置于肌肉组织中，一般在Ih以内金属丝电极具有以下优点：

一可用于慢动态收缩的记录

一无痛

一可长时间留置于肌肉组织中，一般可达几个小时

金属丝电极具有以下缺点：

一不能重新定位，因此较难探查产生更利于解析信号的部位

一在肌肉收缩时可游走

针状电极

图 27-3A显示的是针状电极的细节和连接放大器的元件。这种电极的显著特征是在金属针尖的侧壁有四个探测面，根据研究肌肉的纤维分布密度导丝的直径分别为50 um 或75 um, 每根导丝彼此相应间隔150 um或200 um。这些配置的选择是由实验测试得来，完全符合解析运算所需要的信号质量。电极探测表面通过差分放大器双极配置连接，分出三个不同的EMG信号输出端。我们发现电极探测表面越小选择性越好，适于肌纤维分布密度高的肌肉，也适合于强力收缩。另外，这种电极既可以探查同心圆电极EMG信号，又可以通过另一种配置探查宏EMG信号。图 27-4显示了具体的使用范例。

同心圆电极EMG信号可以通过针状电极尖的塞子探查，与标准同心圆电极塞子的探査表面面积相同（2.7 mm2), 同时宏EMG信号的探査表面是标准的。因此，根据这种配置四根导线的针状电极从针尖侧壁可以探查三道EMG信号，因为总共有四道输入，所以还可以同时探查同心圆电极EMG信号或宏EMG信号。

金属丝电极

图27-3B显示了金属丝电极与连接放大器的元件。电极由四根用尼龙套包裹的镍镉合金丝或白金丝制成，金属丝直径根据探查选择性分别为50 um 或75 um，金属丝直径越细选择性越好，绝缘金属丝末端有很小的面积裸露，末端1 mm 处弯曲形成鱼钩状以利于锚定在肌肉中。

二、电极定位和电极移动

能够用于鉴定多个运动单位的四导针状电极具有高选择特性，但是在采集稳定EMG信号上却增加了一定难度。例如，轻微的移动可能对用同心圆电极或粗针状电极记录的信号无影响，但是对四导针状电极记录的信号影响很大。因此我们发明了一些可以减小移动并增强信噪比的插入和定位该种电极的技术方法。

电极插入

当把电极斜插入肌纤维并成30度角时可以获得最稳定的EMG信号。因为如果电极插入方向与肌纤维平行，那么肌纤维很可能在舒缩时与电极滑动；反过来电极与肌纤维的角度越大^电极尖端的剪切力越大，也易造成电极滑动。因此尽可能地寻找一个可以使电极尖端剪切力足以锚定在滑动肌纤维上的角度才可以使电极移动达到最小，这就是我们提出30度角的依据。如果可能，可以将电极的探测面定位在运动点，在此记录到的MUAP沿反方向传播，用四导针状电极记录时MUAP的极性相反，而相反的波形信号更有利于识别和解析。

电极旋转

由于上述所提到的独特设计，与标准同心圆电极不同，四导针状电极需要特别地插入定位技术。同心圆电极的探测面相对粗大而且位于尖端，所以旋转电极与进退平移电棱相比对信号质量影响无大差别。因此同心圆电极可以直插直退，也可以多次进针。但是四导针状电极的探测面很小且位于针尖侧壁上，所以电极对旋转进针非常敏感。鉴于此，在定位四导针状电极时，在慢插慢退的同时向前向后旋转电极，这可以使实验操作者大大减少进针的次数，同时也增大了探测部位的有效面积。

监听反馈

监听声音在检测MUAP时非常有用，当四导针状电极的探测面接近活动的肌纤维时，信号的幅度和放电频率逐渐增大，如果接上放大监听器就会听到声音越来越高尖的「噼僻啪啪」声。通过监听反馈实验操作者可以集中精力定位电极，而不需要频繁地回头看监视屏或示波器，这样有利于快速分离高质信号。

肌肉收缩力

一般需要几分钟才能把电板定位在波形分明的运动单位处，如果被试的肌肉在电极定位过程中保持较高的收缩九那么肌肉很快就会产生疲劳。但是如果肌肉的收缩力很低，那么电极很难在即将锚定的肌肉上记录出精确的信号。因此在定位电极时，要使被试的肌肉最大随意收缩力维持在10%, 然后分离出2-3个显著的运动单位波形，当一旦找到合适的位置，即可以让被试慢慢地增加肌肉收缩力直到在监视下获得预先需要的MUAPT数量，一般需要观察2~3个运动单位。如果在肌肉收缩力增强时记录信号不稳定，可以放弃重新寻找。

稳定性

电极定位最大的困难是在改变肌肉收缩力时如何使记录信号稳定下来，甚至在等长缩时，肌纤维都可能相对于筋膜、皮肤和电极轻微移动，这种轻微的移动就可能造成信号的不稳定。然而也有些能够解决这些问题的办法，如注意观察肌肉收缩时电极是怎么移动的以及信号是怎么改变的，然后再定位电极，这样移动本身不仅不会影响记录，反而会改善信号的质量如果这样做也不成功，那么也可以试着捏住电极使其保持不动，这种方法虽有用但也有问题。因为实验操作者想使电极的探测面相对地固定于局部肌纤维，所以不可避免地需要移动电极以便使电极探测面相对稳定地固定在记录肌纤维上。而捏住电极不动很可能限制了以上目的的实现，因此切记高保真信号只能取决于电极与肌纤维的位置，而不是手捏持电极的位置。

三、信号采集和样本记录

信号放大和滤波

传统上实现记录EMG信号的第一步就是尽可能地放大信号以避免在信号数字化之前扭曲信号，为此应用最大采样频谱以提高数字化信号的采样分辨率。所以，传统方法建议将放大器的增益调整到最大以保证EMG信号波峰无切迹。但是，用四导针状电极或四导金属丝电极记录的信号采样频谱却为1~10kHz，这是精确解析程序中所具有的独特特征。精确解析技术有目的地扭曲动作电位波形以产生研究者并不熟悉的信号形状，而这些信号正是解析运算法则所需要的。因为波的形状越短越尖，而且MUAP尾部长度减小，它在多个MUAP中重叠的机会越少。应用这种解析技术，同心圆电极EMG信号的采样频率为10 Hz~10kHz, 而宏EMG信号的采样频率为10 Hz~lkHz。

采样阀

当任何道的信号超越了预先设置的阈值，就可被采样和数字化。采样阈是适合某种典型信号的默认值，如果阈值设置得恰当，那么很可能改善所采样分析信号的信噪比。

但是这个操作需要具体实践，而且操作者要熟悉该系统的程序软件。因为只有阈上的信号才可以被采集储存，所以设置采样阈可以大大提高数据储存的效率。这个系统可以提供一套完整的时间参考值来储存被采集信号的时间量，即在被采集信号之间都有个时间点代表信号漏失，这样所有待解析的信号都没有遗漏的可能图27-5显示的是一个操作者辅助解析的具体过程，屏视图显亦了时间压缩数据D主意垂直线指亦的是彳旨号漏失时间点，垂直线下面的数字代表信号漏失的时间长短（用ms表示)。我们把从四导针状电极尖端侧壁探测面记录的信号称为微小信号(microEMG)，这些信号是每个运动单位中大约3-4个肌纤维所发出的，因此微小EMG不如用单根纤维电极记录的信雜择性好，但是它比用同心圆电极记录的信号选择性髙得多。微小EMG是在50贱采样频率下采集的，而这个采样频率恰好高于Nyquist频率（参见第四十五章)。高分辨率的MUAP在比较解析运算中非常重要，因为精确解析技术的重要特征是在时间域中解析决定空间。因为同心圆电极信号和宏EMG信号的频i普窄，所以采样频率较低，一般为2kHz。

四、解析运算法则

解析程序是在复杂规则的运算法则基础上实现的，这个运算法则的创立经历了20年的时间，它包括了如何处理实际测试EMG数据特性的诀窍的所有信息。这些运算法则通过使用模板匹配（templatematching)和放电几率统计学（probabilityoffiringstatistics)鉴别动作电位，解决叠加并把动作电位分配给运动单位。根据已建立的规则，使用用户互动编辑运算法则可以检验准确性和修改，详见DeLuca(1993)。

五、数据重构

通过应用解析微小EMG信号而建立的每一个MUAPT中MUAP放电的时间记录，也可以从相对应的EMG信号中提取同心圆电极和宏EMG的MUAP。这个过程可以通过波形平均（waveformaveraging)或生理学名词峰电位触发平均（spike-triggeredaveraging)来实现（参见第十八章)。方法是当一个特定的运动单位的一个MUAP出现时，就可以选定与信号相对应的时间间隔并保存，然后取时间总和的平均值。在这一过程中，须将属于MUAP波形部分的时间间隔累加，而舍弃与MUAP无关的部分，因为其他来源动作电位的正、副相可能与其重叠。这种均值化方法尤其适用于时间间隔长、噪声、信号少、幅度低以及同步放电少等情况。

决定触发平均法有效性的另一因素是：可处理的MUAP必须在微小信号和同心圆信号上同时显示。四导电极的几何学特性正是基于此目的而构建的。经过处理的同心圆电极和宏EMG的MUAP见图27-4所示。

六、数据分析和发表

当动作电位经确认属于一个特定的运动单位活动时，通过运算法则可以获取最大幅值并将其出现的时间保存，由此得到相应单位的所有放电时程。图27_6A显示冲动发放间隔与收缩时间关系。点图常用于检验用户互动编辑过程中的解析误差。为了说明运动单位活动时序，图27-6B显示动作电位发放时间的线图。单个发放有助于运动单位同步化特征的鉴定，还可研究其他一些发放-发放关系，如反射。但是该法在运动单位放电是如何调控的方面提供了较少的信息，因而进一步研究发放频率特点是很有意义的，从中可以获取其更多的机械相关性。有很多方法可以得到发放频率。我们倾向于使用Hanningwindow的低通滤波功能，获得每个运动单位冲动串发放持续时间和放电频率均值的信号，并且最常用的宽度为400ms, 然而在实际应用中还应视提取信号的具体情况而定。图27-6C显示了400ms时该运动单位放电频率的均值。

结果

该方法在神经科学领域的应用多集中在激活运动单位放电行为特征的研究方面，因而我们将对其相关结果进行描述。关于精确解析技术的临床应用请参考DeLuca(1993)。

频率衰減

精确解析分析首先用于观察放电频率衰减（DeLucaandForrest1973;DeLuca1985;DeLucaetal.19%); 我们报道了在等张和等容收缩期间运动单位的放电频率随时间而降低（图27-7A)，在收缩的前20s内未见新的运动单位放电。我们首先提出(DeLuca1979)并进一步揭示（DeLuca1996)持续性自发收缩期间放电频率降低的规律可以说明两个现象，即①单个运动神经元放电频率具有随时间衰减的内在特性，首先由Kemell(1965) 报道，他使用直流电刺激动物；②激活运动单位的简化方法是在重复性放电的基础上，增大肌张力的幅值和时程，这通常被称为强直性增强（twitchpotentiation)。

共同驱动

我们观察到的第二个现象是共同驱动（DeLucaetal.1982a,b)，即运动单位之间放电频率的波动实际上并不存在时间延迟。这一点可以由同时被激活的多个单位放电频率的互相关性来说明（图27-7B)。这一现象可见于所有的被测试肌肉，包括细小的末梢肌肉和粗大的近端肌肉。甚至属于不同运动神经元支配的运动单位，当波动控制在某个功能单位范围之内时，其他单位也显示出共同的波动规律，这见于我们的拮抗肌共激活试验（DeLucaandMambrito1987)。该现象亦被其他学者所证实（Miles1987;StashukanddeBruin1988;Guiheneuc1992;IyeretaL1994;Semmleretal.1997)〇这提示：CNS已经演化出一套相对简单的调控运动单位活动的策略。另外，我们发现的放电频率的非规律性本质和共同驱动现象提示，肌肉不可能产生平稳的持续性的肌张力。对此，我们通过放电频率的互相关性与肌张力的关系试验加以验证。试验表明，肌纤维张力形成的机械性延迟的潜伏期同肌张力在肌肉和肌腱组织中的传递之间有明显的相关性。

同步化

运动单位之间冲动发放频率的高度互相关性并不意味着每个单位的活动是同步化的。所谓的同步化指运动单位之间以某一固定时间潜伏期发放，它存在两种形式：长时程和短时程（图27-8)。一项关于六条配对运动单位的等长、等张收缩试验表明：8% 的放电为短时程同步化，而1% 为长时程同步化（DeLucaetaL1993)。短时程同步化零星地出现在某些时间间隔，还可见于对肌张力产生没有明显影响的典型的一个或连续两个放电的簇状发放。我们认为运动单位放电同步化是一种异常现象，并非为其自身的生理功能而设计。

洋葱皮现象

第三个是洋葱皮现象（onionskinphenomenon)。与Person和Kudina(1972)、Tan-ji和Kato(1973)—起，我们首先报道了在持续时间少于 20s的等长收缩期内，先激活的运动单位的平均放电频率高于后激活的单位。（研究运动单位放电频率的时间分布，可以发现其幅值的层次性分布相互重叠，与洋葱皮的外形相似。见图27-6C)。随后, 我们对这个现象进行了详细报道（DeLucaetal.1982a)〇Hoffer等（1987)、Stashuk和deBruin(1988)分别对此予以证实。后募集的快收缩单位易于被糖酵解激活，先募集的慢收缩单位易于被有氧氧化激活，前者的放电频率高于后者，却不易引起收缩反应。

甚至在80%~90%MVC附近的高度收缩，高阈值的运动单位放电频率才达到每秒钟20?30次，不足以引起完全强直收缩。该结果同以前所认为的放电频率越高，产生的肌张力越大的观点恰恰相反。这就提出一个问题：为什么运动单位如此调控，使得肌肉不能发挥肌力产生的最大潜能？毕竟，为了产生肌张力，调控机制应该是充分调动各种可能的途径。为什么在自主收缩期间，肌肉进化出了明显的功能储存（reservecapacity), 并且这部分功能不会被轻易激活？这是一个极有趣的问题。一个可能的解释是：容易产生快速疲劳的高阈值运动单位如果快速放电，则很快产生疲劳，但是通过调控系统的作用，使得高张力水平时不致产生持续的肌肉收缩，这对处理危急情况，确保生存是很必要的。显然，通过运动单位的调控作用，使得肌张力和收缩时间达到最佳组合，而不仅仅是对肌张力进行单方面调节。已经有报道，在危急情况时，肌肉可以产生某些异常特性，这部分有所保留的功能可能在此发挥了作用。

放电频率的行为还表现出两个自发现象，即①后募集的运动单位有较高的初始放电频率，这与Clamann(1970)描述的现象相一致；②当达到最大收缩时，所有的运动单位放电频率趋向一个共同值（DeLucaandErim1994;ErimetaL1996)。

上述结果提示：对照（净兴奋）信号作为一个单位作用于运动神经元池。这正如Hermeman及其同事所认为的那样，运动神经元的各自特性决定其对净兴奋发生反应时的募集层次（Hennemanetal.1965a，b)。对于他们富有启迪性的观察，我们加以补充，即各个运动单位对净兴奋反应的放电频率是同时、同步进行的，平均放电频率也是按照一定层次分布的，并且与募集阈值呈负相关。

多样性

观察到的第四个现象是调控多样性（DeLucaetal.1982a)。小的末梢肌肉运动单位，例如第一背侧骨间肌，在张力达到50%MVC开始募集，在80%MVC时，平均放电频率才达到较高值（大约40PPS); 而那些大的近端肌肉，如三角肌和斜方肌，在张力达到80%MVC时，其运动单位才开始募集，放电频率却相对较低（大约30ppS)。

Kukulka和Qamann(1981)在搏内收肌和肢二头肌中也观察到了类似的现象。大的近端肌肉动力范围的降低很可能是Renshaw 系统重复抑制作用增强造成的，因为该系统对这些肌肉的影响是显著的，见Rossi和Mazzachio(1991)。多样的调控特性至少在两方面有意义。第一，有利于产生平稳的肌力，与那些具有更多（强度的度量或其他）运动单位的大肌肉相比，小肌肉具有较少的运动单位，所以在整个范围内，由单位募集引起的肌力增加显得更粗糙些。第二，大的近端肌肉倾向于对姿势的维持，需要经常产生持续性收缩，而较低的放电频率有助于延缓疲劳。

功能锻炼

我们发现，长期锻炼可以诱导运动单位调控性能的修饰（Adametal.1988)。在同一 MVC7jC 平，通过比较优势手和非优势手第一背侧骨间肌进行等长和等张收缩时运动单位的调控参数，我们发现：达到同样的收缩水平，优势手侧放电频率较低，并且张力水平越低，募集的运动单位越多。该结果与以前所知的事实相一致，即优势手有慢收缩纤维，很可能是长期锻炼的原因。在较低放电频率下，慢收缩纤维的融合可以维持兴奋状态，而不会引起优势手肌张力减弱。

年龄

最近，我们报道了年龄因素可以引起运动单位调控特性的改变（Erimetal. 出版中)。我们的研究发现：当被试对象年龄超过 65 岁时，第一背侧骨间肌运动单位的放电频率和募集阈值的调节方式与经过功能锻炼的结果相同。这个现象不足为怪，因为已知^龄化的肌肉中 I 型慢痉挛纤维含量较高，在经过锻炼的肌肉中，这种纤维含量也有升髙，尽管二者的原因并不相同。在对老龄化对象进行共同驱动的研究的过程中，我们发现：大约一半对象出现配对运动单位互相关性明显减弱，甚至在某些个体中完全消失。

同时，洋葱皮现象也出现紊乱（图27-9)。通过研究放电的时间分布情况，发现许多运动单位的放电同较早募集的相重叠，放电行为不再是层次分明、有序，在等长和等张收缩期间，有些是增强的，有些则是减弱的。我们推测：运动单位之间放电频率的不协调将产生无效的肌张力。

运动单位替代

所有观察结果均是在时程相当短（低于20s) 的等长和等张收缩期内得到的。这些结果可能没有完全描述出那些需要经常持续收缩的肢端肌肉和姿势维持肌肉的调控特性的行为。最近，在对正常的健康三角肌短时程（20s 或更短时间）收缩和正常的健康第一背侧骨间肌长时程（150s 或更长时间）收缩研究中，我们观察到了洋葱皮现象的紊乱。我们推测，放电频率的交叉重叠至少同可以引起较早募集的运动单位放电频率低于新募集者的两个因素有关：①Renshaw系统对先募集的运动单位的反复抑制。该系统对近端肌肉作用显著，如三角肌，因此，在短时程收缩期间可以出现洋葱皮现象紊乱。②Kemell(1965)报道了运动神经元适应过程，运动单位的持续激活引起放电频率的降低，从而引起先募集的运动单位放电频率较后募集者低。

在同 Westgaard-起研究的 5~60 min 的长时程收缩过程中，我们明确观察到了运动单 k 替代（WestgaardandDeLuca1999) 的现象。经过持续性收缩，运动单位活动水平轻度降低，放电停止；而当随后的张力输出轻度增加时，在去募集的部位出现了一个新的募集单位（图27-10)。我们认为这是运动神经元募集阈值适应的结果。如果一个运动单位已经被激活一段时间那么它被募集的阈值高于紧随其后者。在运动神经元池兴奋性净增加时，邻近的运动单位就是以这样的方式被募集，发生反应的。