Podstawy elektromiografii

Rola elektromiografii w badaniu aktywności ruchowej

Poznanie kontroli złożonej maszynerii ludzkiego ciała jest wielkim wyzwaniem dla nauki i to nie tylko z perspektywy poznawczej, ale przede wszystkim z powodu potencjalnych możliwości, które otwar­łyby się przed klinicystami, dając im nowe metody diagnozowania i leczenia chorób układu ruchowego. Jednak prowadzone różnymi metodami intensywne badania ruchu dają zazwyczaj fragmentarycz­ny obraz kontroli. Najczęściej mierzone parametry kinematyczne ruchu, takie jak czasy trwania poszczególnych jego faz, opisują tylko glo­balne zachowanie danej struktury. Z kolei pomiary parametrów kinetycznych dostarczają informacji o siłach, ich momentach oraz o zapotrzebowaniu energetycznym i mocy niezbędnej do realizacji ruchu. Pomimo że w tym przypadku zyskujemy bezpośredni wgląd w przyczyny samego ruchu, jednak w dalszym ciągu nie wiemy, jak ten ruch jest wykonywany na poziomie poszczególnych mięśni. Układ mięśniowy może realizować to samo zadanie ruchowe wieloma spo­sobami. Dlatego w celu zrozumienia strategii sterowania ruchem nie sposób pominąć badania aktywności mięśniowej. W prawdzie istnieje opracowana w połowie ubiegłego wieku tzw. metodą. odwrotnej dynamiki, która umożliwia oszacowanie siły poszczególnych grup mięśni zaangażowanych w wykonanie ruchu na podstawie sił wypadko­wych i przemieszczeń kątowych w poszczególnych stawach, jednak odtwarzanie udziału konkretnych mięśni zaangażowanych w ruchu
stawia nas przed problemem nieoznaczoności. Innymi słowy, istnieje
w zasadzie nieograniczona liczba kombinacji sił wytworzonych przez poszczególne mięśnie dających ten sam efekt wypadkowy. Matematycznie jest to odpowiednik systemu, który zawiera więcej niewiado­mych niż równań. Bez dodatkowych informacji lub założeń uprasz­czających mamy do czynienia z nierozwiązywalnym problemem
matematycznym. Przed takim problemem stanęli twórcy modelu chodu Seireg i Arvikar (1975 r.), którzy dla lokomocji znaleźli tzw. równania równowagi. W takim przypadku jedynym

wyjściem jest zastosowanie metod optymalizacji. Jednak i wówczas
wiarygodność i dokładność przewidywanego na podstawie modelu.
czasu trwania pobudzenia poszczególnych mięśni zależy od jakości
modeli odpowiednich struktur anatomicznych i fizjologicznych oraz
od kryteriów optymalizacji. Bez wprowadzenia procedur weryfikują­cych wyniki modelowania pozostaną tylko spekulacjami. Taką weryfikację można przeprowadzić na podstawie badań elektromiograficznych. Badanie aktywności bicia (EMG) dostarcza

nieocenionych, rzeczywistych, informacji na temat aktywności nerwowej oraz generowanych dzięki niej wzorców koordynacji mięśni.

Sygnały elektryczne związane z aktywnością mięśnia

Biofizyczne podstawy skurczu mięśnia są obecnie dość dobrze po­znane i opisane. Na aktualną naszą wiedzę składa się kilkaset lat pra­cy różnych naukowców. Historia badań nad aktywnością elektryczną mięśni rozpoczyna się pod koniec XVIII wieku. W 1792 r. włoski le­karz i fizyk Luigi Galvani opisał zjawisko skurczu mięśnia żaby w wyniku drażnienia go prądem. elektrycznym, Kilkadziesiąt lat później, w połowie XIX wieku, Du Bois - Reymond odkrył, że oprócz wrażliwo­ści elektrycznej mięsień w czasie skurczu sam jest źródłem sygnałów identycznych. Pierwszego zapisu takich sygnałów dokonał w 1890 r. francuski fizjolog Etienne Marey. Jemu też zawdzięczamy termin elektromiografia. W tamtym okresie dalszy rozwój badań nad aktywnością bioelektryczną mięśni był ograniczony postępem techniki. Dopiero na początku XX stulecia rozwijające się w szybkim tempie metody wzmacniania i rejestracji sygnałów elektrycznych (wynale­zienie lamp elektronowych) pozwoliły Adrianowi i Bronkowi (1928 r.) na wyjaśnienie źródła pochodzenia sygnałów EMG oraz opisanie pierwszych elektromiogramów.

Współczesna wiedza na temat sygnałów bioelektrycznych mięśni jest bardzo rozległa. Wiadomo, że sygnały EMG powstają w wyniku pobudzenia włókien mięśniowych przez potencjały docierające z układu nerwowego. Znajdujących się w rogach przednich rdzenia kręgowego motoneurony alfa, są miejscem integracji aktywności różnych.
ośrodków nerwowo - ruchowych. Generowane w wyniku tej integracji potencjały czynnościowe przesyłane są do mięśni za pomocą włó­kien nerwowych wchodzących w skład nerwów obwodowych. Za­kończenia aksonalne motoneuronów tworzą specyficzne synapsy
z komórkami mięśniowymi. Te połączenia synaptyczne noszą nazwę płytki końcowej lub złącza nerwowo - mięśniowego Pod wpływe,
potencjału czynnościowego motoneuronu uwalniany jest z ich zakończeń aksonalnych neuroprzekaźnik acetylocholina. Wyrzut acetylocholiny zapoczątkowuje transmisję synaptyczną. Uwolniony neuroprzekaźnik wiąże się ze znajdującymi się na błonie postsynaptycznej receptorami nikotynowymi, wywołujący tym samym depolaryzację komórki mięśniowej, Depolaryzacja oznacza przejściowy spadek różnicy potencjałów po obu stronach błony mięśniowej, spowodowany wzrostem napięcia wewnątrz komórki.

Komórki mięśniowe, podobnie jak inne komórki pobudliwe, cechuje stabilny spoczynkowy potencjał elektryczny. lego wartość wynosi około -70 mV. Potencjał ten jest spowodowany różną koncentracją

Jony	Płyn wewnątrzkomórkowy	Płyn międzykomórkowy
K^+	140	4
Na^+	14	142
cr	4	125
HCO3	8	28

Tabela Koncentracja jonów (mmol/1) w płynie komórkowym i pozakomórkowym we włóknach mięśniowych ssaków

jonów po obu stronach błony komórki mięśniowej. [Stan spoczynkowy charakteryzuje między innymi większa koncentracja Jonów sodu i chloru oraz mniejsza jonów potasu na zewnętrz włókna mięśniowego .w po równaniu z jego. wnętrzem, Różnica ta jest utrzymywana przez spoczynkowy gradient napięcia oraz kontrolowaną dzięki niemu przepuszczalność błony dla tych jonów. Krótko trwale pobudzenie włókna mięśniowego w rejonie synapsy powoduje chwilowe zakłócenie równowagi spoczynkowej. Nerwowe potencjały czynnościowe uwalniając acetylocholinę wywołują lokalną depolaryzację błony komórki mięśniowej. Dzięki temu otwierają się w błonie komórkowej kanały sodowe zależne od napięcia i w tym momencie jony sodu zaczynają gwałtownie wpływać do wnętrza komórki. Wzrost koncentracji jonów sodu we wnętrzu komórki mięśniowej powoduje dalsze podwyższenie jej potencjału wewnątrzkomórkowe­go. Gdy potencjał wewnątrzkomórkowy włókna mięśniowego prze­kroczy wartość +20 mV, dalszy napływ jonów sodu do komórki zosta­je zahamowany, a jednocześnie zaczyna się stopniowy wypływ jonów potasu na zewnątrz komórki mięśniowej. Cały ten proces za­inicjowany w rejonie złącza nerwowo - mięśniowego przenosi się na obszary sąsiednie. Potencjał czynnościowy włókna mięśniowego powoduje przepływ prądów jonowych pomiędzy obszarem aktywnym i sąsiadującymi z nim niepobudzonymi jeszcze obszarami bło­ny komórkowej. W ten sposób potencjał czynnościowy zainicjowany w synapsie nerwowo - mięśniowej przenosi się wzdłuż włókna w oby­dwu kierunkach. W kolejnej fazie potencjał spoczynkowy komórki odzyskiwany jest dzięki aktywnemu transportowi jonów przez błonę komórkową. Mechanizm ten, nazywany pompą sodowo - potasową wykorzystuje energię metaboliczną do przywrócenia koncentracji jonów odpowiadającej równowadze spoczynkowej. Usuwany jest przede wszystkim nadmiar jonów sodu z wnętrza komórki i w mniej­szym stopniu jony potasu wpompowywane są z powrotem do jej wnętrza.

Aktywność bioelektryczna pojedynczego włókna mięśniowego możemy zarejestrować za pomocą, specjalnej mikro elektrody wsuwanej do wnętrza komórki lub zewnątrzkomórkowej elektrody igłowej. Pa­miętając, że przeciętny motoneuron steruje jednocześnie aktywnością kilkuset włókien mięśniowych oraz że w każdy najdrobniejszy ruch zaangażowane jest zazwyczaj wiele jednostek motorycznych, zauważymy, że mięsień jest miejscem znacznej aktywności elektrycznej. Oznacza to, że w czasie skurczu mięśnie są źródłem znacz­nych prądów elektrycznych spowodowanych przepływem jonów. Sy­gnały EMG można rejestrować za pomocą elektrod wprowadzanych do wnętrza mięśnia. Jednak dla biomechaników bardziej interesują­ca jest możliwość odbierania tych sygnałów za pomocą elektrod umieszczonych nad mięśniem na powierzchni skóry. Na rycinie pokazano przykład elektrod używanych do rejestracji aktywności bioelektrycznej mięśnia.

Ryc. Przykłady elektrod używanych do rejestracji sygnałów elektrycz­nych mięśni.

Technika rejestracji sygnałów mięśniowych z powierzchni skóry, nazywana elektromiografią powierzchniową jest najczęściej wyko­rzystywana w laboratoriach biomechanicznych. Pomimo że techni­ka odbiorów powierzchniowych ma wiele ograniczeń - pozwala np. rejestrować jedynie aktywność bioelektryczną mięśni położonych blisko pod powierzchnią skóry - jest chętnie wykorzystywana ze względu na jej nieinwazyjność.

Elektromiografia powierzchniowa

Żywa tkanka zawiera znaczną ilość jonów, co oznacza, że

Jest dobrym przewodnikiem elektryczności. Potencjałom czynnościowyrn włókien mięśniowych, oprócz opisanych wyżej zmian lokalnych, towarzyszy również przepływ prądu w otaczającej mięsień tkance. Prądy te docierają nawet do powierzchni skóry, gdzie mogą być rejestrowane za pomocą specjalnych elektrod EMG. Sygnał elektryczny docierający do powierzchni skóry rożni się od potencjałów generowanych w samym mięśniu. Zarówno właściwości bioelektrycz­ne tkanki oddzielającej mięsień od elektrody, jak i odległość źródła sy­gnału od elektrody oraz rozmiary i konfiguracja elektrod rejestrują­cych mają znaczący wpływ na kształt, amplitudę i charakterystykę częstotliwościową sygnałów powierzchniowych EMG.

Rejestrowany z powierzchni skóry sygnał elektromiograficzny powstaje w wyniku sumowania czasowego i przestrzennego potencja­łów czynnościowych wszystkich aktywnych jednostek ruchowych znajdujących się w obszarze rejestracji elektrod. Udział poszczegól­nych prądów czynnościowych włókien mięśniowych w tworzeniu sy­gnału powierzchniowego EMG jest tym większy, im bliżej elektrody znajdują się aktywne włókna. W zależności od odległości źródła sy­gnału od elektrody rejestrującej amplituda aktywności bioelektrycz­nej mięśnia wynosi 0,01-5 mV. Amplituda ta zależy od wielu czynni­ków, a między innymi od konfiguracji elektrod rejestrujących.

W czasie rejestracji aktywności elektrycznej mięśni z powierzchni skó­ry stosuje się dwie podstawowe konfiguracje elektrod: jednobiegunową oraz dwubiegunową, nazywaną także różnicową. Powyższe techniki rejestracji aktywności bioelektrycznej mięśni przedstawiono schematycznie na ryc. Odbiory jednobiegunowe charakteryzuje większa czułość, jednak taka konfiguracja jest bardziej wrażliwa na wszelkiego typu zakłócenia. W tej metodzie rejestracji pojedyncza elektroda aktywna zostaje przytwierdzona do skóry nad powierzchnią mięśnia, natomiast druga elektroda, nazywana referencyjną, jest umieszczana w rejonie elektrycznie nieaktywnym - z dala od mięśni i nerwów, np. nad kością lub ścięgnem. Ponieważ rejestrowane powierzchniowo sygnały EMG są bardzo małe, dodatkowo w celu
zmniejszenia zakłóceń stosuje się jeszcze jedną elektrodę, zwaną elek­trodą uziemiającą.

Ryc. 6.2. Zasady rejestracji jedno- i dwubiegunowej. Schemat rozmieszcze­nia elektrod na mięśniu.

Ciało człowieka jest dobrym przewodnikiem elektryczności i dlatego istniejące w naszym otoczeniu pole elektryczne
indukuje w nim pomocnicze sygnały zakłócające. Najczęściej są one
obserwowane jako sygnały o częstotliwości sieci zasilającej czyli 50 Hz. Elektroda uziemiająca, łącząca ciało pacjenta z uzie­mioną masą rejestratora, powoduje znaczną redukcję tych sygnałów. Metoda rejestracji dwubiegunowej (różnicowej) pozwala na jeszcze większą redukcję zakłóceń elektrycznych. W takim przypadku na skórze w pobliżu aktywnego mięśnia umieszcza się obok siebie dwie aktywne elektrody elektromiograficzne. Jednak każ­da z nich podłączona jest do innego wejścia wzmacniacza: jedna do wejścia nieodwracającego (dodatniego), nie zmieniającego pola­ryzacji sygnału, a druga do wejścia odwracającego oznaczonego na schemacie znakiem minus. Takie połączenie powoduje, że wzmacniacz odejmuje od siebie obydwa zbierane przez elektrody sy­gnały. Na jego wyjściu pojawia się napięcie różnicowe równe

U = k(U₊ - U_)

gdzie k oznacza wzmocnienie napięciowe wzmacniacza, a U₊ i U_ są sygna­łami na nieodwracającym i odwracającym fazę wejściu wzmacniacza.

Jeśli w danym momencie do każdej elektrody dociera ten sam sygnał; napięcie na wyjściu wzmacniacza jest równe zeru, ponieważ elektrody EMG umieszczone są na skórze blisko siebie, to w takiej sytuacji zakłócenia są sygnałami pojawiającymi się jednocześnie na obydwu wejściach wzmacniacza i dzięki temu są one skutecznie eliminowane. Z kolei ze względu na ograniczoną szybkość przewodzenia potencjałów czynnościowych we włóknach mięśniowych, a także z powo­du wolnej propagacji prądów jonowych w otaczającej mięsień tkance, sygnały aktywności mięśniowej docierają do każdej z elektrod w różnym czasie. Jak pokazano schematycznie na rycinie ten sam impuls wejściowy, docierając do każdej z elektrod EMG, daje inny sygnał na wyjściu wzmacniacza. Dzięki temu. dodatni impuls zmienia się na sygnał dwufazowy o dodatnim i ujemnym załamku. Napięcia bioelektryczne rejestrowane za pomocą dwubiegunowych elektrod EMG są całkowicie przekształconym sygnałem aktywności jednostek ruchowych, którego amplitudy i kształtu nie można przewidzieć. Charakterystyka tych sygnałów zależy między innymi od:

1. Charakterystyki i liczby włókien mięśniowych znajdujących się w obszarze rejestracji elektrod. Na sygnał EMG wpływa między in­nymi liczba aktywnych jednostek ruchowych oraz ich typ, stopień pobudzenia i synchronizacji.

2. Miejsca położenia i orientacji elektrod. Elektrody powinny być położone równolegle w stosunku do włókien mięśniowych.

3. Konfiguracji elektrod, zwłaszcza od ich powierzchni i odległości między nimi.

4. Odległość aktywnych włókien od elektrody oraz od grubości tkanki skórnej i tłuszczowej w obszarze rejestracji.

5. Zmiany kształtu mięśnia w czasie wykonywania ruchu.

Ta długa, choć niepełna lista pokazuje, że sygnał powierzchniowy EMG może nam służyć tylko jako wskaźnik aktywności mięśniowej, natomiast jego wartość diagnostyczna jest dość ograniczona.

Przy okazji warto wspomnieć o kilku szczegółach technicznych mających wpływ na jakość rejestracji sygnałów bioelektrycznych z mięśni. Mocny wpływ na wielkość rejestrowanych sygnałów i również nadwrażliwość na zakłócenia ma oporność elektrod, a ściślej impedancja kontaktu elektrody ze skórą. Dotyczy to zarówno elektrod rejestrujących w technice jedno- i dwubiegunowej, jak i elektrody uzie­miającej.

Mięsień obszar elektrycznie aktywny

Ryc. Rejestracja dwubiegunowa. Aktywne elektrody rozmieszczone wzdłuż włókien mięśniowych rejestrują potencjały czynnościowe mięśnia. Ten sam sygnał pojawiający się kolejno pod elektrodą dodatnią i ujemną wywołu­je na wyjściu wzmacniacza najpierw sygnał o polaryzacji dodatniej, a następ­nie o polaryzacji ujemnej.

Elektrody dwubiegunowe, mimo że są identyczne, mogą da­wać różny kontakt ze skórą. Najlepsze efekty osiąga się wówczas, gdy oporności kontaktu obydwu elektrod są zbliżone, a ich wartości nie przekraczają kilku kiloomów. Olbrzymi wpływ na wynik badania ma odpowiednie przygotowanie skóry oraz zamocowanie elektrod. Zazwyczaj wierzchnią warstwę skóry pokrywa źle przewodzący martwy naskórek. Jeśli dodatkowo skóra jest sucha, oporność kontaktu skóry z elektrodą jest bardzo duża. A żeby tę oporność zmniejszyć, skórę na­leży oczyścić i odtłuścić. Czasami nawet używa się delikatnego papie­rki ściernego do usunięcia martwego naskórka, a następnie odtłuszcza się miejsce mocowania elektrod tamponem gazy zwilżonym w alko­holu. Posmarowanie skóry przewodzącą pastą także zmniejsza opor­ność kontaktu. Również lekkie dociśnięcie elektrod opaską elastyczną lub przyklejenie elektrod do skóry za pomocą przylepca powoduje dodatkowe zmniejszenie oporności oraz ogranicza możliwość ich przemieszczania się w czasie wykonywania ruchu.

Artefakty EMG

Sygnały bioelektryczne, rejestrowane za pomocą powierzchniowych elektrod EMG, są bardzo małe i stąd bierze się ich znaczna wrażli­wość na zakłócenia. Należy również pamiętać o pewnej specyfice zastosowania elektromiografii w biomechanice klinicznej. Tutaj oprócz typowych badań aktywności mięśni w warunkach statycznych wyko­nywane są także pomiary w czasie ruchu. Powierzchniowa rejestra­cja EMG w czasie ruchu stwarza więcej kłopotów i w realizacji nieco się różni od standardowej elektromiografii klinicznej. W literaturze naukowej można nawet spotkać pojęcie elektromiografii kinezjologicznej (KEMG), przez co podkreśla się jej specyfikę. W trakcie rejestracji sygnałów miograficznych ruch może być także źródłem różnorodnych zakłóceń. Prawidłowe przygotowanie miejsca mocowania. elektrod powierzchniowych, sposób ich zamocowania oraz jakość sprzętu używanego do rejestracji mają decydujący wpływ na elimina­cję zakłóceń.

Zakłócenia pojawiające się w czasie rejestracji nazywane są artefaktami. Dobrą jakość zapisu, przez co rozumie się zmniejszenie do mi­nimum wpływu artefaktów, można osiągnąć przede wszystkim przez prawidłowe mocowanie elektrod, Złe zamocowanie elektrod na powierzchni skory może spowodować ich przemieszczanie się w czasie ruchu. Ruchy elektrod powodują zmiany oporności ich kontaktu ze skórą. To właśnie zmiany oporności elektrod są głównym źródłem tzw. artefaktów ruchowych. W zapisie EMG artefakty ruchowe widoczne są w postaci wolnych, zsynchronizowanych z ruchem fal o dużej amplitudzie. Zazwyczaj dodatkowe zabezpieczenie elektrod i ka­bli połączeniowych, zmniejszające ich ruch, eliminuje również tego typu artefakty.

Istnieje kilka innych metod ograniczenia artefaktów ruchowych. przede wszystkim najlepszą jakość sygnału uzyskuje się w przypad­ku, gdy elektrody dwubiegunowe, zintegrowane są przedwzmacniaczem. Wówczas wykonywany ruch nie zmienia położenia elektrod
względem siebie, a przez odpowiedni docisk łatwo możemy zapew­nić dobry kontakt elektrod ze skórą. Umieszczenie przedwzmacniacza na elektrodach eliminuje również „efekt mikrofonowy kabli" połączeniowych. Ruch kabli łączących elektrody ze wzmacniaczem może być źródłem zakłóceń, których wielkość zależy od długości kabli oraz od wejściowej oporności sterującej. W czasie rejestracji ak­tywności bioelektrycznej mięśnia za pomocą zwykłych elektrod
oporność sterująca może być dość znaczna i w dodatku może się
zmieniać w czasie ruchu. Zintegrowanie elektrod EMG z przedwzmacniaczem powoduje, że oporność wejściowa kabla jest bardzo
mała i równa się oporności wyjściowej przedwzmacniacza, a tym sa­mym efekt mikrofonowy i wrażliwość kabli na działanie pól elektro­magnetycznych zostają zredukowane do minimum. Kolejną metodą
eliminacji artefaktów ruchowych jest odcięcie za pomocą filtrów
elektrycznych sygnałów o niższych częstotliwościach tak że filtry takie mogą wprowadzać różne przesunięcia fazowe składowych sygnałów EMG, a tym samym mogą zmienić jego widmo.

Innym często spotykanym zakłóceniem towarzyszącym rejestracji powierzchniowej aktywności bioelektrycznej mięśni są artefakty sieciowe. Ich źródłem, są pola elektromagnetyczne o niskiej i wysokiej częstotliwości. Ciało człowieka jest dobrym przewodnikiem elektrycz­ności i działa jak antena. Fale elektromagnetyczne indukują w tkankach napięcia. elektryczne, które sumują się z aktywnością bioelektryczną mięśni. Przy dużym poziomie zakłóceń sieciowych aktywność ĘMG pojawia się .na tle sygnału o, dużej amplitudzie i częstotliwości. 50 Hz. Wpiyw artefaktów sieciowych można zmniejszyć przez sta­ranne zamocowanie elektrod. Chodzi głównie o uzyskanie jak naj­mniejszej oporności kontaktu elektrod EMG ze skórą oraz prawidłowe założenie elektrody uziemionej. W celu najefektowniejszego zmieszenia sygnałów pasożytniczych elektroda uziemiająca musi oddzielać obszar rejestracji od innych części ciała o dużej powierzchni np. tułowia. Dlatego rejestrując aktywność mięsni kończyn zawsze umieszczamy elektrodę uziemiającą powyżej miejsca rejestracji, w części bliższej kończyny lub na tułowiu, Ponad to większość aparatów stosowanych do klinicznej rejestracji EMG wyposażona jest w doskonale elektroniczne filtry selektywne o częstotliwości odci­nającej 50 Hz. Włączenie ich skutecznie zmniejsza zakłócenia siecio­we. W przypadku znacznych zakłóceń elektromagnetycznych zaleca się stosowanie rejestracji dwubiegunowej.

Wielkość sygnału rejestrowanego elektrodami powierzchniowymi zależy także od średnicy elektrod. Im większa średnica, tym mniej­sza jest oporność kontaktowa elektrody i większa amplituda rejestrowanych sygnałów. Jednak powierzchnia elektrod uwarunkowana jest cechami morfologicznymi mięśnia, między innymi: długością, szero­kością oraz kątem pierzastości włókien mięśniowych. Dlatego zazwyczaj stosuje się elektrody o średnicy 5-10 mm rozstawione względem siebie o około 20-25 mm. Przy tak dużych elektrodach może poja­wiać się zjawisko przesłuchu sygnałów mięśniowych. Elektrody rejestrują wówczas nie tylko sygnał z właściwego mięśnia, ale również z mięśni sąsiednich. W wielu przypadkach nie daje się całkowicie wyeliminować przesłuchu, a jedynie można kon­trolować jego poziom przez zmianę średnicy i konfiguracji elektrod. W skrajnych przypadkach zalecane jest nawet używanie elektrod wkłuwanych, których główną wadą w technice KEMG może być odczuwany przez pacjentów dyskomfort, a nawet ból.

Na zakończenie tego przeglądu warto również wspomnieć, że w przypadku jednobiegunowej rejestracji powierzchniowej aktywno­ści niektórych mięśni (np. prostownika grzbietu i mięśnia pośladko­wego średniego) mogą się pojawić artefakty elektrokardiograficzne (EKG). Obecność sygnału EKG można zredukować przez staranne umieszczenie elektrod z dala od naczyń krwionośnych.

Typowy sygnał EMG rejestrowany za pomocą elektrod powierzch­niowych ma widmo częstotliwości w granicach 10-400 Hz. Natomiast pasmo częstotliwości sygnałów elektromiograficznych rejestrowanych elektrodą wkłuwaną jest znacznie szersze i mieści się w zakresie 10-1000 Hz. Warto więc wykorzystać takie ustawienia fil­trów dolno- i górno zaporowych, aby nie tracąc sygnałów użytecz­nych, zmniejszyć wpływy zakłóceń.

W laboratoriach biomechanicznych sygnały elektromiograficzne i ruchowe po przetworzeniu ich za pomocą przetwornika analogowo-cyfrowego (A/C) są najczęściej zapisywane w pamięci kompute­ra. Proces przetwarzania sygnałów analogowych na zapisywane w komputerze sygnały cyfrowe może być również źródłem zakłóceń.

200 400 600 800

Ryc. Widmo sygnału EMG rejestrowanego elektrodą powierzchniową (linia ciągła) i wkłuwaną do mięśnia (linia przerywana). Widmo mocy sygna­łu zależy od rozmiarów i konfiguracji elektrod rejestrujących.

Tutaj również przez staranne dobranie parametrów rejestracji, a przede wszystkim częstotliwości próbkowania przetwornika, wpły­wamy w znacznym stopniu na jakość zapisanych sygnałów. Istnieją
pewne fundamentalne zasady takiej rejestracji próbkowanych sy­gnałów. Pierwszą z nich jest zasada Nyquista, która zaleca ustawie­nie częstotliwości próbkowania przetwornika A/C co najmniej dwa
razy wyższej od najwyższej częstotliwości widma sygnału EMG. Czę­stotliwość próbkowania można ustawić znacznie powyżej wartości
granicznej, licząc się jednak z tym, że nasz zapis wymaga wówczas znacznie więcej miejsca na twardym dysku lub w innej pamięci ma­sowej komputera. Eksperymentatorzy stosują zazwyczaj 3-4 krotne większą częstotliwość ^ w stosunku do największej częstotliwości sygnału EMG. Ponieważ największa częstotliwość rejestrowanych sygnałów miograficznych nie przekracza 1000 Hz, zastosowanie częstotliwości próbkowania rzędu 4000 Hz w zupełności wystarcza.

Istotny wpływ na jakość rejestracji cyfrowej ma ustawienie filtrów odcinających w procesie próbkowania sygnału analogowego za pomocą przetwornika A/C powstają sygnały pasożytnicze, między innymi o częstotliwości różnicowej (f_pr-f_s), gdzie f_pr jest częstotliwo­ścią próbkowania, a f_s - częstotliwością widma sygnału. Jeśli więc częstotliwość próbkowania znajdzie się zbyt blisko widma sygnału wystąpi zjawisko aliasingu - w dolnej części widma rejestrowanego sygnału pojawi się pasożytniczy sygnał różnicowy (f_pr-f_s). Ażeby te­mu zapobiec, stosuje się odcinające filtry górnozaporowe, wycinające wszystkie sygnały mogące wprowadzić takie zakłócenia, lub jeśli to możliwe, podnosi się częstotliwość prób­kowania.

W biomechanice najczęściej rejestrowane są jednocześnie sygnały EMG oraz sygnały wykonywanego ruchu. W tym przypadku pojawia się konieczność ustalenia innego parametru rejestracji - czasu zapi­su. Powinien on być odpowiednio długi, przy czym jego minimalną wartość wyznacza najmniejsza częstotliwość rejestrowanych sygna­łów. Z takim problemem spotykamy się, rejestrując jednocześnie sy­gnały posturo graficzne i aktywność bioelektryczną mięśni. Ponieważ najmniejsze częstotliwości widma sygnału posturo graficznego mają wartość 0,2 Hz (okres T= 5 s), nie powinno się w takiej sytuacji sto­sować krótszych czasów rejestracji niż 20-25 sekund.

Zastosowanie elektromiograf ii | w biomechanice klinicznej i rehabilitacji

Docierające do mięśni sygnały elektryczne są ważnym wskaźnikiem prawidłowej aktywności układu nerwowego. W warunkach fizjologicznych sygnały te. zostają przekształcone w napięcie mięśni, powodując w zależności od warunków zewnętrznych ich skurcz albo kontrolowany opór. Analizując rejestrowane sygnały EMG, staramy się je odnieść do rzeczywistego zachowania mięśni. W biomechanice klinicznej elektromiografia jest intensywnie stosowana w celu zrozumienia czasowej organizacji czynności ruchowej. Przede wszystkim chcemy poznać zależność między parametrami czasowymi aktywności EMG po­szczególnych mięśni i wykonywanym ruchem. W tym zakresie intere­suje nas udział różnych w realizacji określonej fazy ruchu oraz koordynacja aktywności poszczególnych mięśni w czasie ruchu.

Parametry czasowe sygnałów EMG dość dobrze charakteryzują ak­tywność mechaniczną mięśni. Jednak zawsze należy pamiętać o istotnym opóźnieniu rozwijanej przez mięsień siły w stosunku do początku obserwowanej aktywności elektrycznej. Parametr ten nazwany został opóźnieniem elektromechanicznym, a jego wartość wynosi 30-50 ms. Jeszcze większe różnice między aktywnością elektryczną i mechaniczną mięśnia obserwuje się w fazie wyłączania mięśnia. Opóźnienie elektromechaniczne w tym przypadku wyno­si 200-300 ms.

Drugim obszarem zainteresowań biomechaniki są relacje pomiędzy aktywnością bioelektryczną mięśnia a wytwarzaną przez niego siłą. Pierwsze badania nad zależnością siły skurczu izometrycznego a am­plitudą sygnału EMG przeprowadzone zostały przez Lippolda w 1952 r. Stwierdził on ścisłą zależność między skurczem a ampli­tudą zintegrowanego sygnału elektroniograficzneg. W rzeczywisto­ści relacje między aktywnością bioelektryczną a siłą skurczu mogą być dość zróżnicowane w różnych mięśniach (Lawrence i DeLuca, 1983) i zależą między innymi od kompozycji i rozkładu prze­strzennego włókien mięśniowych. Największą zależność liniową między amplitudą sygnału EMG a siłą skurczu izometrycznego stwierdzono w mięśniach o jednolitej kompozycji włókien.

Szacowanie siły na podstawie powierzchniowego EMG poprzedza proces kalibracji Polega on na pomiarze amplitudy zintegrowanego EMG podczas maksymalnego skurczu dowolnego, w skrócie MVC badanego mięśnia. Stosunek siły skurczu (MVC) do odpowiadającej jej amplitudy zintegrowanego sygnału powierzchniowego EMG jest parametrem skalującym, po­zwalającym na obliczenie względnej siły skurczu w pełnym zakresie aktywności mięśnia.

Oprócz szacowania siły skurczu elektromiografia powierzchniowa jest także wykorzystywana do badania efektu zmęczenia mięsni. Zmęczenie mięśnia objawia się zmniejszeniem siły skurczu przy jednoczesnym wzroście aktywności bioelektrycznej mięśnia. W licznych badaniach udokumentowano również zmiany charakterystyki wid­ma częstotliwości EMG spowodowane zmęczeniem mięśnia. W cza­sie intensywnej pracy mięśnia następuje nadmierne wytwarzanie i akumulacja w mięśniu kwaśnych metabolitów. Powoduje to zmniejszenie szybkości przewodzenia potencjałów czynnościowych we włóknach mięśniowych. W efekcie obserwuje się przesunięcie w dół częstotliwości środkowej widma mocy sygnałów EMG

Częstotliwość medialna sygnału EMG [Hz]

Ryc. Zmiany częstotliwości medialnej widma sygnału EMG w wyniku zmęczenia mięśnia.

Spadek szybkości przewodzenia włókien mięśniowych nie jest jedyną przyczyną przesunięcia widma częstotliwości EMG. Wraz. ze spadkiem siły skurczu pojawia się dodatkowa rekrutacja jedno­stek, przy czym obserwuje się również zjawisko synchronizacji (jednoczesnego pobudzania) wszystkich jednostek ruchowych. Ten efekt . może mieć również wpływ na przesunięcie widma EMG w kierunku niższych częstotliwości. Jeśli mięśniowi pozwolimy na odpoczynek, jego widmo powróci do normy. Niezbędny czas do odzyskania pełnej ^: sprawności mięśnia zależy od wielkości i czasu trwania wysiłku. Dla niewielkich, krótkotrwałych obciążeń czas powrotu do normy wyno­si kilka minut. Przy niewielkim wysiłku już po dwóch minutach po wraca normalna szybkość przewodzenia potencjałów czynnościo­wych we włóknach mięśniowych. Przy większym obciążeniu mięśni częstotliwościowe efekty zmęczenia ustępują dopiero po kilku godzi­nach. Jeszcze dłużej mogą zanikać fizjologiczne i mechaniczne efek­ty zmęczenia.

W ostatnich latach zastosowano również sygnały elektromiograficzne do usprawniania lub odzyskiwania funkcji ruchowych. Coraz

większą popularność zyskuje kontrola aktywności mięśniowej przez - sprzężenie zwrotne. W tym celu sygnał elektromiograficzny zostają przekształcony, na odpowiedni sygnał wzrokowy lub słuchowy. Na podstawie, tego przekształconego sygnału pacjent uczy się świadomie kontrolować aktywność danego mięśnia. Niezwykłą popularnością cieszą się treningi relaksacyjne pozwalające na zmniejszenie nadmiernej, wywołanej stresem aktywności mięśni antygrawitacyjnych.

W połowie lat siedemdziesiątych Brudny i wsp. (1976) zastosowali sprzężenie zwrotne z sygnału EMG do rehabilitacji pacjentów z hemiplegią, z kręczem szyi oraz z dystonią. W czasie terapii na ekranie prezentowano pacjentowi zintegrowane EMG z zajętych mięśni. Winnych seansach używano sygnału akustycznego, którego amplituda i częstotliwość były odpowiednio skorelowane z aktywnością EMG. Terapię poprzedzała sesja, podczas której pokazywano pacjen­tom na zdrowym mięśniu zależność między aktywnością mięśnia a sygnałem sprzężenia zwrotnego. Warto zauważyć, że metoda sprzężenia zwrotnego ma na celu zmniejszenie deficytu sterowania powstałego na skutek uszkodzenia ośrodkowego układu nerwowego przez wprowadzenie dodatkowego sprzężenia wzrokowego lub słu­chowego. Powstały deficyt kompensuje zewnętrzna pętla sprzężenia, która pozwala na odtworzenie interakcji czuciowo-ruchowej nie­zbędnej do wykonywania ruchów dowolnych. Opisywana terapia dała pozytywne wyniki u pacjentów po wylewach. Była nawet sku­teczna wtedy, gdy przeprowadzono ją długi czas po wypadku. W przypadku hemiplegii celem terapii było uzyskanie aktywności dowolnej w porażonych mięśniach. Terapię rozpoczynano od mięśni bliższych kończyn, przenosząc ją stopniowo na mięśnie dalsze. Bez­pośrednim celem tych zabiegów było zmniejszenie spastyczności podczas skurczu i rozciągania mięśnia oraz zwiększenie siły wytwa­rzanej przez mięśnie. W kręczu szyi celem terapii było zmniejszenie niekontrolowanego napięcia zajętych mięśni oraz wzmocnienie mię­śni przeciwstawnych.

Skuteczność tej samej procedury terapeutycznej sprawdzono u pa­cjentów z całkowitym przecięciem nerwu twarzowego. Coraz czę­ściej u takich pacjentów wykonuje się przyszycie obwodowej części nerwu VII (twarzowego) z bliższą częścią nerwu 13 lub XII. W większości przypadków rehabilitację rozpoczęto stosunkowo późno, ponieważ po upływie od 1,5 roku do 4 lat po operacji. Terapię sprzę­żenia zwrotnego EMG poprzedził trening aktywności mimicznej przed lustrem. Część pacjentów z połączeniem nerwów VII i XII rozwinęła ograniczoną, lecz znaczącą kontrolę nad mięśniami mimicz­nymi oraz odzyskała symetrię twarzy. Pacjenci potrafili zamknąć oko, uśmiechać się i kontrolować ruchy ust.

Metody obróbki i analizy sygnałów EMG

Parametry opisujące surowy sygnał EMG

Najprostszą analizę aktywności układu ruchowego można przepro­wadzić na podstawie surowego, czyli nieprzetworzonego sygnału

EMG. Sygnały takie dostarczają informacji na temat zależności czasowych w sterowaniu aktywnością mięśni. Aktywność mięśnia cha­rakteryzują czasy włączenia i wyłączenia mięśni oraz momenty ich maksymalnej aktywności. Należy jednak pamiętać, że w rzeczywistości istnieją dość znaczne różnice czasowe między aktywnością elektryczną i jej efektem mechanicznym.

Kolejnym parametrem opisującym surowe EMG jest liczba przejść! sygnału przez zero. Sygnał elektromiograficzny ma urozmaicony kształt, a jego amplituda często zmienia wartość i znak. Zakłada się, że liczba zmian znaku sygnału bioelektrycznego zależy od wielkości pobudzenia mięśnia, a tym samym może być wskaźnikiem siły skurczu. Podobną miarą aktywności mięśnia jest liczba dodatnich i ujemnych potencjałów szpilkowych pojawiających się w sygnale EMG. W zakresie siły skurczu mięśnia nie przekraczającej 70% MVC -zależność między liczbą potencjałów szpilkowych a siłą rozwijaną przez mięsień jest prawie liniowa. W wielu laboratoriach stosuje się również pomiary zmian kierunku sygnału EMG. Przebieg rejestrowanego powierzchniowo sygnału EMG zależy od sumowania czasowo - przestrzennego aktywności poszczególnych włókien. Sumowanie powoduje, że zmiany sygnału nie są monotoniczne, lecz mają lokalne załomki (ekstrema). Obserwujemy więc niewielkie zmiany kierunku sygnału zazwyczaj bez przechodzenia przez zero. Liczba zmian kierunku jest przez niektórych badaczy uznawana jako doskonały wskaź­nik aktywności mięśnia w zakresie niewielkich wartości siły skurczu.

Prostowanie, integracja oraz wartość skuteczna sygnałów EMG

Typowy sygnał elektryczny aktywności mięśniowej jest przebiegiem zmiennym, którego wartość średnia jest równa zeru. W celu wydoby­cia większej ilości informacji taki sygnał poddaje się obróbce wstęp­nej, która polega na jego wypastowaniu i wyznaczeniu obwiedni liniowej. Prostowanie napięć bioelektrycznych polega bądź na od­cięciu części sygnału o ujemnej polaryzacji, (prostowanie jednopołówkowe) albo na zamianie. polaryzacji ujemnych sygnałów na dodatnie. Te drugie rozwiązanie stosuje się najczęściej. Przepuszczając następnie wyprostowany sygnał przez filtr przepustowy można otrzymać obwiednię sygnału EMG. Liniowa obwiednią sygnału EMG reprezentuje średnią wartość kro­czącą tego sygnału. Tę wartość możemy używać jako pośrednią mia­rę siły w czasie skurczu izometrycznego. W warunkach statycznych stosujemy zazwyczaj filtrowanie sygnału z częstotliwością graniczną nie przekraczającą 1 Hz. W badaniach dynamicznych rekomenduje się filtry odcinające, których częstotliwość jest zbliżona do częstotli­wości najszybszych ruchów (maksymalnie 6 Hz).

Wprowadzenie komputerowej obróbki sygnałów EMG pozwoliło na wprowadzenie nowych metod analizy. Przykładem jest integracja, czyli całkowanie sygnałów elektromiograficznych oraz analiza wid­mowa. Zazwyczaj wyprostowany sygnał EMG poddawany jest cyfro­wej integracji. W uproszczeniu można powiedzieć, że wielkość aktywności mięśniowej jest proporcjonal­na do poła powierzchni sygnału EMG w danym przedziale czasu Wartość zintegrowanego sygnału EMG jest proporcjonalna do amplitudy jednostek ruchowych, ich częstotliwości pobudzenia oraz czasu trwania. Nie zależy natomiast od szybkości przewodzenia włókien mięśniowych.

Często spotykaną w pracach biomechanicznych miarą aktywności mięśnia jest wartość skuteczna sygnału EMG w skrócie RMS.

Wartość skuteczna jest ściśle powiązana z wartością zintegrowaną EMG. Jej wartość zależy również od liczby aktywnych jednostek ruchowych, ich stopnia aktywności i rozkładu przestrzennego jednostek. Jednocześnie wartość skuteczna sygnału EMG jest odwrotnie: proporcjonalna do szybkości przewodzenia włókien mięśniowych;¹ Wartość skuteczna EMG jest doskonałą miarą siły skurczu izometrycznego.

Analiza widmowa

Analiza widmowa gęstości mocy sygnału EMG może dostarczyć rów­nież wielu cennych informacji. Podstawą matematyczną tej analizy jest twierdzenie Fouriera, które pozwala przedstawić dowolny prze­bieg w postaci nieskończonego ciągu sygnałów harmonicznych (sinusoidalnych). Sumując poszczególne sygnały harmoniczne z odpo­wiednią fazą (znakiem) i amplitudą, możemy odtworzyć kształt dowolnego sygnału. Ponieważ sygnał EMG nie ma przebiegu okreso­wego, jego widmo jest ciągłe. Chociaż twierdzenie Fouriera mówi o nieskończonym ciągu sygnałów harmonicznych, jednak udział sy­gnałów o dużej częstotliwości ma niewielki wpływ na jakość prze­kształcenia. Udział poszczególnych częstotliwości pokazywany jest w formie znormalizowanego wykresu rozkładu mocy sygnału w funk­cji częstotliwości. W przypadku typowego sygnału EMG widmo czę­stotliwości mieści się w granicach 10-1000 Hz. Często zamiast podawać całkowitą charakterystykę widma mocy, jego rozkład opisuje się za pomocą średniej częstotliwości widma lub częstotliwości medial­nej (centralnej). Komputerowa analiza widma mocy okazała się szczególnie użyteczna przy opisie efektu zmęczenia mięśnia. Dzięki niej wykazano, że moc sygnałów niskich częstotliwości wzrasta w wy­niku zmęczenia z 17% do 60%, a częstotliwość medialna EMG maleje z około 40 Hz do wartości około 30 Hz

Zebrane dotychczas wyniki prac doświadczalnych pokazują, że zmiany rozkładu widma mocy zależą od takich czynników, jak:

1. Synchronizacja pobudzenia jednostek ruchowych.

1. Zmiana szybkości przewodzenia potencjałów czynnościowych we włóknach mięśniowych.

2. Liczba rekrutowanych jednostek ruchowych.

3. Kształt potencjału jednostki ruchowej.

4. Dysfunkcja wrzecion mięśniowych.

5. Zmiana ciśnienia wewnętrznego w mięśniu.

Warto jednak pamiętać, że widmo rejestrowanego sygnału EMG zale­ży również od takich czynników, jak konfiguracja elektrod pomiaro­wych i dlatego analiza i porównanie widma sygnałów elektromiografii powierzchniowej ma bardzo ograniczoną wartość

Milena Kaczmarczyk

---