因为人体的肌肉-骨骼系统通常被认为是动态的，它的未知数要大于对等的已知数，所以当要确定在体的某一肌肉的肌力大小时，往往被认为是不确定的。而在功能性电刺激激活的麻痹肢体中，可成为动态可确定的，麻痹肢体的肌肉是与意识控制相隔离的，其非零的有效肌力只能是受到刺激所激活的那些肌肉。在这种特殊的情形之下，可以从外部测得的力矩，以及这些直接相对应肌肉的输出特征参数（结果）与其它性质的数据（如代谢或肌电），从它们的相关性中计算出实际的肌力^〔1〕。而要弄清受刺激过程中肌力与EMG活动间的关系是很重要的，因为它们没有来自肌肉那种具有阻止其衰竭的感觉反馈，这种反馈的“过保护”丧失将会引起损伤的进一步加重，因此检测出麻痹肌疲劳，对保护完全麻痹肌肉具有特别重要的意义。

研究者对力与EMG之间的相关性曾做过无数次的研究。在健康人中，对不同的肌肉进行了研究^〔2〕,并通过分析EMG信号的方法实现识别肌肉的疲劳^〔3〕。关于在电刺激之后麻痹肌疲劳也进行过研究，描述了刺激过程中依赖时间的机械输出问题^〔4〕。J．Mizrahi等在研究肌肉从长时间的收缩到出现机械疲劳点的过程中发现，功能性电刺激激活麻痹肌肉收缩可以和EMG同步测量^〔5〕，从而为等长收缩肌肉内的无创性检测和疲劳的检测建立基础。可以认为，如果肌力必须在封闭系统中产生的话，那么等长收缩中的反馈数据将是重要的。

2检测部位和方法的选择

2.1检测部位的选择

在许多不同的可行的肌肉研究中，选择了股四头肌是由于这些肌肉在足掌站立和行走时对躯体重量支撑起着主要作用^〔6〕，且表皮激活和测量表皮EMG也相对容易。电极位置确定在每人身上的运动对刺激产生最大反应的运动点。一个电极位于腹股区远端8cm左右的肌腹上，当第二个电极位置确定之后，在皮肤上作上记号，以便在不同的测试时间里能精确地将电极重放到原位上。

被测定的肌肉无论是在力量或耐久性方面都有一定的受刺激训练的水平。外部的电刺激应具有可调节的恒流电刺激器，并提供单时相的矩形脉冲串^〔7〕。在每次实验过程中，刺激数据保持在20Hz频率、脉冲宽0.25ms、电流强度120mA。电流强度应足够产生一种电场，用这一电场中股四头肌的全部纤维得到兴奋（即募集高原），产生最大的可能收缩力。这些力产生的振幅在以前的Levy等生物力学募集测试中已被确定^〔1〕，并与每个患者起站时所需的强度相吻合。根据这一原始条件，在缓慢而短期加力之后，出现肌输出的逐渐衰退，这是由于疲劳的结果。全部测试是在不出现疲劳情况下（测试天的第一个练习）进行的，并在每次测试时等长收缩过程中对肌肉的机械和肌电输出都进行测量。患者在可调节的椅上以坐姿进行测试。患者的大腿固定在坐位上，这样保证在测试过程中髂的角度保持不变（90°左右），膝屈为30°。

2.2机械测量

J.Mizrahi使用的测量仪器包含有一个摆，悬挂在膝关节的水平位置。大腿固定于座位，小腿在足处固定于摆臂^〔5〕。摆臂可在预定的任何角度上，固定后便可进行等长收缩。膝关节力矩用摆臂下端的水平Cantilever测量。力矩相对于时间的测量是在屈膝30°进行的。它们以20个样本/秒的采样率以数码排列进入PC-AT计算机。解决小腿围绕膝接触点的转动等式，用小腿的外部负重和用解剖及人体测量数据而获得股四头肌的髌腱力是有可能的。可用矢状面上的一点代表膝接触区。根据Nisell描述的方法可以确定这个点，即从肌肉杠杆臂的文献中获取有关相对于膝屈角腱位移的数据。

2.3肌电测量

表皮EMG是用3个10 mm直径的杯状电极的方法进行记录的。两个有效电极（一正一负）相距2cm并与功能性电刺激的电极排列成直线。第3个电极为参考电极，位于患者胫骨的前外侧表面，约在髂腱下10 mm处。这一电极的形态结构具有最高的信号提取敏感度。有关EMG电极位置的详细分析可在其它文献中找到^〔8〕。为使皮肤电极阻抗减小到最低程度，在安置电极前需清洗和擦净皮肤，在清洗和将导电膏装入电极杯空间后，通常可测量到5Ω以下的阻抗。当采用恒电流刺激器时，必须抑制刺激的伪差，因而需设计一种抑制伪差的刺激器，以便使获得的EMG信号更可靠。

3EMG与力的相关性研究

普遍认为在功能性力范围内EMG-力关系存在，可使EMG作为一种等长条件下肌肉疲劳的无创性测试。对疲劳的客观检测在麻痹患者中特别重要，因为他们缺少从麻痹肌肉来的用以预防疲劳过度的感觉反馈，造成无法重新调整刺激而容易发生肌肉收缩衰竭。在非等长条件下，肌肉-肌腱结构的变化使各种变化数据数量增加^〔9〕。同样，关节几何形状的改变可使受刺激的肌肉伸展性提高，这本身可使力得到戏剧性的非线性改变^〔10〕。等长条件的疲劳实验进一步发展，对动力性收缩条件下的疲劳研究是非常有益的。EMG-力相关性的一些结果表明，在疲劳过程的前60%～70%中可以通过测量得到它们之间的关系，这种关系是在超极限刺激的条件下所得到的，在较低的刺激强度下，募集水平会影响EMG-力的关系。

股四头肌肌力增加有一个缓慢的时间过程，然后是逐渐的下降。Sinkjaer认为在持续性刺激过程中，肌力矩缓慢提高，这一上升是肌增效的结果，用内部肌硬度的提高来补偿疲劳，最大力矩的时间为100秒，总力矩提高47%^〔10〕。而J Mizrahi等实验得出相对应力升高的时间为10s，力增长10%^〔5〕。差别原因在于Sinkjaer研究对象为健康人的胫前肌，除外周神经因素外，还存在疲劳的中枢因素。J Mizrahi的研究是完全麻痹的股四头肌，因此只存在疲劳的外周因素。另外Sinkjaer的研究频率为10Hz，应用的电流强度为50mA；J Mizrahi所采用的频率为20 Hz，强度为120mA。

疲劳所导致的肌力衰退从质方面说，正常人作对象的研究与以动物作对象的研究应该相同。但由于测试的居民人口分布不同和刺激激活方法不同又有所差别。从功能的目的讲，功能性电刺激条件下的股四头肌等长收缩带有“强直”特性。这些与正常肌肉的最大随意收缩相类似，但缺乏随意性和主观性，这两者都与中枢疲劳有关。正常肌肉中存在的运动单位募集和发放率的调节在这里被同步的和强大的肌纤维收缩所代替。

也有从正常肌肉和动物实验中得出与EMG的关系相反的结果。Milner-Brown和Stein报道校正的表面EMG和肌力之间成线性关系。Vredenbregt和Rav发现在静力条件下和不同肌长度条件下力与肱二头肌的EMG活动之间有永恒的非线性关系^〔11〕。Woods和Bigland-Ritch认为在等长随意收缩过程中，肌电和肌力的关系更大程度上与所测肌纤维的特性有关，而不是与采用的方法有关。线性关系多出现在以大整块肌纤维成分居多的肌肉中。混合性肌纤维成分的肌肉和一些以肌肉的全部力幅度进行募集的肌肉中研究结果是非线性关系。Solomonow认为动物肌肉中具有单独募集特性的运动单位与EMG-力之间有依赖关系^〔12〕。当肌肉需要全募集以产生50%以上的最大力时成为直线性；然而当加大募集范围时，出现非线性关系。Stephens和Taylor发现EMG衰退和力之间有线性关系。Hultman和Sjoholm报道在随意肌中，电刺激股四头肌时EMG振幅和力在以不同方式恢复疲劳过程中会成比例地下降。

应用成像技术可以发现在广泛应用功能性电刺激后肌纤维变粗，肌纤维横断面加大，还发现尽管脊髓横断面的神经元起始经过长期的经常的电刺激会引发快收缩纤维向慢收缩纤维转化，尽管脊髓横断面的神经元起始的趋势是相反的。

4EMG峰至峰振幅的变化

H.B.K.Boom小组^〔13〕和M.Levy小组^〔1〕在静力功能性电刺激（functional electrical stimulation， FES）诱发疲劳中发现，在持续性刺激下，肌力以双指数的形式迅速衰减。作为疲劳指数W.Girsch小组以复合肌肉动作电位（compound muscle action potential， CMAP）对EMG反应的肌力直接进行过测量研究^〔14〕。以刺激诱发的EMG的峰至峰（peak to peak， PTP）振幅的测量被认为是一种在持续性静力刺激中有效鉴别功能性电刺激诱发的肌力输出的可靠的肌疲劳标志^〔5〕。动力性动作的间断刺激会使力矩输出和PTP振幅的疲劳过程出现具有一个下坡和两个高峰的非线性特征^〔15〕。Jia-Jin J.Chen发现动力性运动的PTP振幅明显低于静力收缩的PTP的振幅，在较大同一刺激强度下，较低的自行车练习速度具有大的PTP振幅，动力性运动时随着肌肉的疲劳，PTP振幅减小^〔16〕。Kogi和Hakamada在EMG上研究有关肌肉疲劳的变化表明，运动神经冲动的传导和肌肉的放电反应两者都发生变化，即振幅增加和节律变慢，他们指出放电反应的聚集和同步化，至少部分地认为是由于发自肌梭本体感受器传入冲动的减少，而且慢成分的电积分振幅被快成分电极分振幅相除所得的商，在不同力量的等长-等张收缩的疲劳试验中，逐渐地、稳定地提高了，一个高“慢波”比率的出现与局部疲劳感的发作明显有关。Stephens和Tayloy发现神经肌肉接点疲劳，高阈值运动单位比低阈值运动单位更明显，认为高频冲动引起突触前膜递质释放不足（突出前衰竭），从而不出现运动终板的去极化过程。Douald TK认为肌梭的传入冲动减少可使运动神经冲动频率减少。

当肌力曲线出现逐渐衰退，表明于激活早期就开始的峰至峰振幅下降伴随肌力产生能力的消失。<