Содержание к диссертации
Введение
Глава I. Тонус и механические свойства скелетных мышц человека 10
1.1. Клинические методы оценки мышечного тонуса II
1.2. Модели сократительной функции мышцы 27
1.3. Упруго-вязкие свойства мягких тканей и методы их оценки 37
Глава 2. Методы исследования 43
2.1. Физиологические особенности скелетной мышцы 43
2.2. Математическая модель механических свойств мышцы.. 53
2.3. Регистрация деформационно-нагрузочных характеристик (ДНХ) упруго-вязких сред...59
2.4. Метрологические требования к регистрации ДНХ скелетных мышц человека 76
Глава 3. Упруго-вязкие свойства скелетных мышц плеча и плечевого пояса 83
3.1. Оценка "фонового" напряжения мышц в разных возрастных группах 85
3.2. Динамика механических параметров мышц плеча при дозированной физической нагрузке 90
Глава 4. Оценка функциональных свойств скелетных мышц ..100
4.1. Изменение механических параметров группы мышц плечевого пояса в зависимости от вида двигательного акта 100
4.2. Динамика механических параметров скелетных мышц при удержании груза до отказа.. 109
4.3. Изменение механических параметров двуглавой мышцы плеча в процессе восстановления ее сократительной активности ИЗ
Глава 5. Анализ гистерезисных свойств тканей скелетных мышц человека в состоянии функциональной активности 118
Заключение 132
Выводы 136
Литература 138
Приложение
- Клинические методы оценки мышечного тонуса
- Физиологические особенности скелетной мышцы
- Оценка "фонового" напряжения мышц в разных возрастных группах
- Изменение механических параметров группы мышц плечевого пояса в зависимости от вида двигательного акта
Введение к работе
Известно, что в процессе изучения сложных биологических явлений невозможно сразу и одновременно охватить все стороны объекта в их совокупности. Каждый методический прием дает возможность уяснить лишь какую-нибудь одну сторону явления, и только применением самых различных методик и последующим обобщением полученных результатов можно приблизиться к правильной оценке целого.
Г.Селье. "Стресс и нервизм".
Ни одно человеческое исследование не может назваться истинной наукой, если оно не прошло через математические доказательства.
Леонардо да Винчи.
Актуальность проблемы. В последние годы значительно возрос интерес к изучению мышечной активности и механизмам управления ею, что связано с повышением требований к эффективности различных видов мышечной деятельности человека на производстве, в опорте и при экстремальных состояниях. Это, в свою очередь, потребовало усовершенствования имеющихся методов количественной оценки показателей мышечной активности наряду с поиском и разработкой новых подходов к изучению данной проблемы.
В частности, интенсивное развитие спортивной и космической медицины вызвало необходимость исследования биомеханических свойств скелетных мышц человека, в том числе таких, как жесткость и пластичность, которые, безусловно, отражают, хотя и опосредованно - 5 -состояние сократительной функции мышц.
Способность мышцк деформациям в поперечном направлении может быть охарактеризована с помощью коэффициента жесткости (КЖ). Очевидно, что на величину этого показателя влияют и толщина слоя подкожножировой ткани, и тургор кожи, и степень кровонаполнения органа. Все это крайне усложняет как количественную оценку этого показателя, так и его физиологическую трактовку.
Однако корреляционный анализ показал /67/, что имеется тесная связь между изменениями силовых свойств скелетных мышц и величиной их поперечной жесткости как в покое, так и при напряжении. А имеющиеся на сегодня данные применения этого варианта оценки мышечной активности, полученные, в частности, при анализе влияния невесомости на скоростно-силовые характеристики и тонус мышц космонавтов, говорят о его перспективности /31, 57, 67/.
Б настоящее время жесткость скелетных мышц оценивают с помощью одного из следующих (разных по сути, но с одинаковым названием) показателей: коэффициент жесткости, определяемый как отношение силы, развиваемой испытуемым, к удлинению исследуемой мышцы (Н/м) /6, 68/; ЕЖ мышцы, оцениваемый по величине прогиба ее тканей под действием нормальной силы (усл.ед.) /122, 124/; и, наконец, КІ, определяемый по амплитудно-частотным характеристикам мышц (усл.ед.) /8,9, 24/ и др. 1978. Трудность сопоставления данных, получаемых столь различными методами, и степень их условности очевидны.
Поэтому задача количественной оценки показателей биомеханических свойств скелетных мышц человека in vivo » в частности, модуля упругости, коэффициента вязкости, плотности и т.д., в единых, принятых СИ, единицах является крайне актуальной.
Очевидно, что исследователей должны интересовать биомеханические свойства мышц не только в покое (т.е. пассивных), но и в - б - процессе-,»вылогшьндас. ими работы вплоть до утомления, во время восстановления их активности, порядок и степень включения различных мышц в работу и выход из нее при утомлении И ТА^л ДАЛЄЕ, , т.е. все то, что помогает понять закон управления мышечной активностью. Специфика исследования мышечной активности с позиции изучения упруго-вязких свойств мышц в функционально-активном состоянии заключается в том, что регистрируемые при этом показатели - модуль упругости, коэффициент вязкости, плотность и т.д., являются по своей сути усредненными по объему тканей всего органа в целом. Следовательно, перечисленные показатели отражают сократительныг явления в мышце в более обобщенном виде, чем электрическая активность двигательных единиц. Очевидно, что совместное изучение показателей этих двух типов позволит исследователям еще глубже проникнуть в природу формирования сократительной функции скелетных мышц человека.
Цель и задачи исследования. Изучить комплекс биомеханических параметров тканей скелетных мышц человека in vivo в состоянии их функциоальной активности.
Для решения поставленной задачи необходимо было: показать возможность применения уравнений деформации линейно-упругих сред под действием нормальной силы к поперечным деформациям скелетных мышц человека in vivo и получить аналитическое выражение, содержащее модуль упругости мышц, коэффициент вязкости, плотность и коэффициент Пуассона; разработать и изготовить технический комплекс устройств для проведения деформационно-нагрузочного цикла и регистрации деформационно-нагрузочных характеристик скелетных мышц человека; на основе математической модели разработать алгоритм расчета биомеханических параметров тканей скелетных мышц по экспериментальным деформационно-нагрузочным характеристикам (ДНХ) биообъекта с учетом нелинейности этих зависимостей и его многослойности; оценить их суточную и месячную вариабельность; изучить физиологическую информативность перечисленных выше параметров, исследуя их в различных режимах работы мышц.
Научная новизна исследования. Показана возможность применения уравнений механики сплошных сред, описывающих деформацию упругого полупространства под действием нормальной силы, к поперечной деформации скелетных мышц человека in vivo
Получено аналитическое выражение связи деформации ( и ) тканей скелетных мышц с силой (Р), вызывающей эту деформацию, позволившее рассчитать показатель их жесткости - модуль упругости Е и получить его в единицах СИ, т.е. в Паскалях (Н/м ).
Предложен алгоритм расчета показателя упругости мышц (модуля Е) по их ДНХ с учетом нелинейности этой зависимости и многослойности биообъекта.
Разработанный метод оценки упруго-вязких свойств скелетных мышц человека по их ДНХ позволил изучить динамику биомеханических показателей - модуля упругости, остаточной деформации (аналога коэффициента вязкости) и площади петли графиков ДНХ (отражающей величину диссипативных потерь в мышце) в различных режимах их работы. Установлено, что при увеличении нагрузки на мышцы испытуемых все три перечисленные параметра изменялись немонотонно, достигая экстремальных значений при нагрузках, существенно меньших максимальной (для двуглавой мышцы плеча - при 3-5 кг).
Показано, что наиболее сильно эти показатели изменяются в интервале нагрузок от 0 до 4—5 кг (для мышц плеча и плечевого пояса).
Разработанный метод позволил изучить вариабельность биомеханических показателей в разных возрастных группах и оценить их су- - 8 -точную и месячную воспроизводимость.
Введение показателя биомеханических (гистерезисных) потерь, определяемого как отношение площади петли графика f?(P) к полной его площади, и исследование его на примере двуглавой мышцы плеча показало, что он сохраняет свое значение практически постоянным во всех обследованных группах (8-60 лет) и во всем диапазоне дозированных нагрузок (От-14 кг), несмотря на значительные (в 5-Ю раз) изменения остальных биомеханических показателей.
Научно-практическая ценность. Изучение упруго-вязких свойств скелетных мышц человека путем регистрации их деформационно-нагрузочных характеристик с последующим расчетом по ним модуля упругости, коэффициента вязкости, - показателей, отражающих свойства тканей мышцы в целом, т.е. усредненных по всему объему органа, позволяет получить данные о сократительной функции мышц на качественно новом уровне.
Возможность количественной оценки этих показателей в единицах, принятых СИ, облегчает сравнительный анализ данных разных авторов.
По результатам разработки "Способа оценки физического состояния мышечного аппарата спортсмена" выдано авторское свидетельство № II329I3 от 8 сентября 1984 г.
Апробация работы. Материалы диссертации доложены: на I Всесоюзном биофизическом съезде (Москва, 1982), конференции молодых ученых Института общей патологии и патологической физиологии АМН СССР (Москва, 1982), научно-практической конференции по ЭМГ центральной клинической больницы Jfi 3 МПС (Москва, 1982), Всесоюзной научно-технической конференции "Метрологическое обеспечение измерений в медицине и биологии" (Таллин, 1983), школе по "Биомеханике мышечных сокращений" (Москва, Iffy, 1984), научной конференции - 9 -Института физиологии им.И.П.Павлова (Ленинград, Колтуши, 1984).
Структура и объем диссертации. Диссертационная работа состоит из введения, обзора литературы, описания метода регистрации деформационно-нагрузочных характеристик мышц человека и трех глав результатов его применения к исследованию биомеханических показателей упруго-вязких свойств мышц, заключения, выводов и приложения. Диссертация изложена на 174 страницах машинописного текста, содержит 12 таблиц и проиллюстрирована 30 рисунками. Список литературы включает 216 источников отечественных и иностранных авторов.
Клинические методы оценки мышечного тонуса
До настоящего времени в медицинской практике для первичной оценки мышечной активности используют понятие "мышечного тонуса" (МТ).
В БМЭХ МТ определяют как "известную степень непроизвольного постоянного мышечного напряжения", отражающую упруго-вязкие свойства мышцы.
Существуют три различных понимания термина тонус (Т) : I - сопротивление мышцы растягивающим ее силам, 2 - способность мышцы длительно удерживать ту или иную степень сокращения и 3 - за критерий Т принимается консистенция мышцы.
Значение сопротивления растяжению как выявление функции "внутреннего напряжения мышцы" подчеркивалось уже Фиком; Вайцзе-кер был первым, кто попытался ввести количественную оценку Т, рассматривая в этом смысле отношение силы, которая необходима для выполнения пассивного движения при данной скорости, к величине этой скорости, как показатель (или индекс) Т.
Изменения Т, интересующие клиницистов, могут идти в 2-х направлениях: понижение (атония, гипотония) и повышение (гипертония). Так как Т, как это давно показано, представляет собой рефлекс, то снижение или выпадение его может быть обусловлено прежде всего нарушениями рефлектотшо дуги в том или ином месте.
Вокруг проблемы тонуса мышц до сих пор ведется большая дискуссия. Этой проблеме посвящены тысячи работ /9,45,48,56,58,60, 68,88,136,172/. Связано это в первую очередь с тем, что причины, вызывающие изменение мышечного тонуса и поддерживающие его на определенном уровне, весьма многообразные, а определение его имеет качественный характер.
В одной из последних работ Pctvei Uxik (1981), анализируя устоявшиеся понятия МТ, отмечает наличие остаточного вязко-эластичного МТ, который проявляется, например, в сокращении деаффе-рентированной мышцы (М) после перерезки ее сухожилия. Этот МТ обусловлен эластичностью соединительной ткани (главным образом, сухожилий) и контрактильных элементов. Сокращение М может быть вызвано не только распространяющимся вдоль мембраны мышечного волокна потенциалом действия ПД, но и различными физическими и химическими агентами. Таким образом, МТ нельзя считать явлением, обусловленным одним механизмом.
По мнению Р. Цхік а есть по крайней мере два основных механизма: "внешний" или рефлекторный тетанический тонус, определяемый ПД» и "внутренний" или остаточный МТ, зависящий от локальных условий в М и обусловленный числом саркомеров и степенью перекрытия филаментов актина и миозина.
В медицинской практике мышечный тонус оценивают двояким путем - или пальпацией мышцы, или ощущением того сопротивления, которое она оказывает при ее растяжении. Очевидно, что эти два подхода характеризуют разные стороны мышечного тонуса. Первый способ определяет способность мышцы к деформации в поперечном направлении, при сдавливании мышцы. Второй способ указывает на способность мышцы к деформации в продольном направлении, т.е. при рас тяжений мышцы, Оба метода страдают весьма существенным недостатком - определение тонуса в обоих случаях производится путем субъективной оценки» А отсутствие количественной оценки мышечного тонуса, т.е. выражения его в каких-либо измеримых единицах, не позволяет проводить сравнительные исследования.
Поэтому уже давно многие физиологи и враыи разрабатывают и используют разнообразные устройства /3,16,33,35,46,66,93,106,132/, позволяющие в той или иной степени объективно оценить либо твердость мышцы путем измерения величины ее деформации в поперечном направлении под действием контактно прикладываемой.к ее поверхности силы /18,33,35,46,66,68,88,93,106,122,132,148/, либо силу, развиваемую этой мышцей для удержания или подъема груза /16,68, 92,108,175,202,207,209/.
Подход к оценке сократительных свойств мышцы путем измерения твердости (жестокости) ее тканей в различных режимах ее работы получил более широкое распространение и обычно используется при статических режимах работы. Наиболее распространенным и изученным является режим изометрического сокращения мышц, для которого характерно изменение напряжения мышцы без изменения ее длины. Об изменении мышечного напряжения, чаще всего - о его увеличении, исследователи судят по твердости мышц. Напряжение определяют как разность твердости мышцы при ее сокращении и в спокойном, невозбужденном состоянии. Напряжение (или твердость) мышцы в покое связывают с мышечным тонусом. Поэтому многие приборы, разработанные для исследования твердости мышц;получили название тонометров.
Существующие типы тонометров этой модификации, то есть предназначенные для мышц, условно делят на следующие три группы: динамометрическую, баллистическую и статическую /123/.
К I группе относятся устройства, основанные на вдавливании в мышцы особого пелота, соединенного с измерительной шкалой с помощью пружины. Такой прибор был предложен в начале века Эксне-ром и Тандлером. В настоящее время этот прием в чистом виде не используется, так как при столь упрощенном варианте исполнения нет возможности разграничить данные о величине давления самого пелота и ответной реакции мышцы, поскольку оба процесса развиваются во времени по разному из-за релаксационных свойств биотканей. Однако принцип регистрации упругих свойств тканей, присутствующий здесь в неявном виде, используют и сегодня в устройствах, отнесенных к Ш группе,
В основе устройств П группы лежит принцип регистрации потери доли анергии падающего абсолютно упругого тела (металлических молоточка или шарика) при соударении его с упруго-вязкой средой (в частности, мышцей). На основе этого принципа в 1961 году группа В.Л.Федорова разработала метод сейсмотонометрии /24/, который затем был усовершенствован Г.В.Васюковым /23/ и в настоящее время сводится к изучению характера колебаний, возникающих в мышце в ответ на дозированный механический удар (падение стального шарика массой 2 г с высоты 60 см).
Физиологические особенности скелетной мышцы
При изучении упруго-вязких свойств скелетных мышц человека in vivo исследователь сталкивается прежде всего с тем фактом, что это объект принципиально многослойный. Следовательно необходимо иметь такую программу измерений и обработки данных, которая позволила бы учесть эту особенность биообъекта.
Обратимся к рис. 2.І.І., на котором приведено схематическое изображение поперечного разреза плеча в области двуглавой мышцы III/ и отмечены три принципиально разные с точки зрения применяемого метода исследования области: внешний слой кожи с подкожножи-ровой клетчаткой (а), слой мышечной ткани (б) и кость (в). Ввиду того, что метод не требует точного измерения ни одной из указанных величин (см. иЛ "Требований..." раздела 2.2.), оценка их толщин проводится приближенно. Такую оценку дает измерение следующих трех параметров: периметра плеча С в области планируемых измерений, толщины кости запястья К, величина которой принимается близкой к толщине плечевой кости, и толщина кожной складки 2Н над той областью мышцы, где впоследствии будут регистрироваться ДНХ.
Измерение периметра С осуществляли с помощью мягкой мерной ленты, а оценку второго (К) и третьего (2Н) параметров производили с помощью несложного устройства типа толщиномера, развиваю-щего постоянное СИЛОВОЕ давление в 10 г/см (см.рис. 2.1.2). Все три величины регистрировали, а затем рассчитывали толщину мышечного слоя (S) по следующей формуле: где б - толщина мышечного слоя, С - периметр плеча, 2Н - толщина кожной складки и К - толщина кости.
На основании данных оценивали допустимые значения максимальной и минимальной деформаций (см. п.п.1 и 2 "Требований"). Очевидно, что і мин следует брать несколько большей, чем полутолщина кожной складки, а при оценке І макс » необходимо учитывать, что ее величина будет суммой двух величин - полутолщины кожной складки и 1/5 части слоя мышц. Следовательно,
На следующем этапе рассчитывали величину шага А F такого, чтобы в процессе проведения нагрузочно-разгрузочного цикла биообъекта получать не менее 10-16 экспериментальных пар / , необходимых для корректного построения графика » (Р).
И в заключение проверяли возможность выполнения п. 3 "Требований" раздела 2.1., касающегося временных параметров нагрузочно-разгрузочного цикла. Экспериментально было установлено, что в ручном варианте силового воздействия на поверхность органа время смены очередного грузика и регистрация показаний индикаторной головки составило 2-3 с. При наличии 14-16 ступеней изменения силы Р общее время рабочего цикла достигало 40с-60с. Как показывает эксперимент, за это время явление утомления мышц не проявлялось.
Однако специфика объекта исследования, заключающаяся в достаточно высокой вариативности его параметров как в течение суток, так и в зависимости от его рабочего состояния, потребовала еще одного комплекса предварительных исследований. Во-первых, деформационно-нагрузочные характеристики (ДНХ) регистрировали трижды в течение рабочего дня - утром, днем, вечером. Во-вторых, для определения критичности выбора области регистрации ДНХ проводили серию их записей по площади объекта (двуглавой мышцы плеча) с радиусом в 1,5+2 см. В-третьих, учет изменения механических свойств мышц в зависимости от их рабочего состояния (от расслабленного до напряжения различных степеней) осуществляли путем регистрации ДНХ мышц при удержании испытуемым грузов различной величины. И в-четвертых, для выяснения стабильности регистрируемых показателей (модуля упругости, остаточной деформации, площади иг гисте резиса запись ДНХ двуглавой мышцы плеча у трех обследуемых (из группы взрослых) вели в течение 30 календарных дней в одни и те ке часы (утром).
Все перечисленные выше положения позволили сформулировать общую программу работы с испытуемыми, которая в комплексе с техническим методом регистрации обсчета получаемых данных составила сам "Способ оценки механических параметров скелетных мышц человека".
Программа предварительного антропометрического обследования пациентов Так как работа выполнялась на группе мышц плеча и плечевого пояса, рассмотрим программу предварительного обследования, содержащую пункты, применительные к этой группе мышц.
В предыдущем разделе дано обоснование необходимости измерения периметра С исследуемой конечности в области планируемого обследования, толщины запястья К и толщины кожной складки. Эти три величины в комплексе с общепринятыми антропометрическими данными - возрастом, весом, ростом и максимальным произвольным усилием, составили основные пункты программы предварительного антропометрического обследования пациентов.
Оценка "фонового" напряжения мышц в разных возрастных группах
Напряжение, развиваемое мышцей в нерабочем, расслабленном состоянии принято называть "фоновым". С оценки именно этого показателя упругости скелетных мышц мы и начали свою работу.
Измерение "фонового" напряжения мышц плеча и плечевого пояса проводили в отсутствии нагрузки на конечность испытуемого, которая помещалась в ложемент-подложку, а сам обследуемый располагался в рабочем кресле. Регистрация ДНХ проводилась трижды, с интервалом в 5-7 минут между циклами (с отводом контактирующей части устройства от поверхности органа на время перерыва для исключения возможного нарушения кровотока в тканях. Отметим, что перед регистрацией ДНХ следует ознакомить пациента с установкой и провести пробный цикл нагружения-разгрузки с тем, чтобы подготовить испытуемого. В противном случае разброс данных ДНХ первых двух циклов может дойти до 20-25%, что нежелательно. Кстати, при попытке уменьшить время между циклами до 1-2 минут мы столкнулись с тем же ухудшением воспроизводимости ДНХ.
Анализ полученных данных показывает, что величина самого модуля упругости Е он# довольно вариабельна в каждой группе. Упругость мышц у детей несколько выше, чем в группе лиц от 20 до 35 лет (сравнить ,Е = (0,70+0,10)-105Па и Е =(0,50+0,10)"Ю5Па).
Параллельно нами была обследована небольшая группа больных (3 человека) с мышечной патологией, проявляющейся, в частности, повышенной жесткостью мышц.
Типичный график и (Р) для больных такого типа приведен на том же рис. 3.2.2., из чего следует, что фоновое значение модуля упругости у больных с этой формой патологии значительно выше, чем у людей здоровых той же возрастной группы (сравнить: Еб0ЛЬН = = (0,87+0,05)-Ю5Па и Е:ф,50+0,10)-105). здор. Наряду с работой по измерению фонового значения модуля упругости Еф і регистрируемого в отсутствии нагрузки на мышцы обследуемой конечности, было проведено дополнительное обследование двуглавой мышцы плеча ненагруженной конечности испытуемого в условиях максимального возрастного произвольного расслабления его мышц. Этот дополнительный показатель сократительной активности мышц был обозначен как коэффициент сверхрасслабления f =(%он " Едоп Фон и измерен практически у всех обследованных нами лиц.
Данные этого обследования по группе лиц 20-35 лет представлены в табл. 3.2. В результате проведенной работы был установлен следующий факт: умением расслаблять мышцу сверх уровня ее напряжения в покое (ненагруженная мышца) обладают далеко не все люди. С этим заданием совсем не справились дети. А в группе взрослых 20-35 лет успешно выполнили задание не более 40%. В связи с малочисленностью группы обследованных установить четкую корреляцию этой
Итак, анализ полученных данных показывает, что предложенный количественный параметр упругих свойств "ненапряженных" мышц Е может рассматриваться как один из показателей состояния мышечных тканей.
Необходимо отметить довольно большую вариабельность этого показателя упругости мышц в каждой из обследованных групп и не столь сильную в разных группах. На наш взгляд, это естественно, так как физиологические особенности любого органа крайне разнообразны, оставаясь в пределах нормы для данного индивидуума.
А малочисленность обследованного контингента не позволила произвести разбиение его на подгруппы с разным уровнем физического развития мышц, что, безусловно позволило бы получить более четкую градацию.
Для того чтобы повысить физиологическую значимость регистрируемых параметров скелетных мышц необходимо было перейти от исследования механических свойств их ткани к изучению функциональных возможностей мышцы как органа.
Как уже отмечалось ранее, мы решали эту задачу с помощью применения простейшей физиологической пробы - удержание грузов Р,ози в изометрическом режиме, которая по мнению многих авторов /8,39,53,71,73,135,202,207/ позволяет оценить сократительную активность мышц в наиболее чистом виде. Как показали наши исследования, характер зависимости этих параметров, в частности, моду ля упругости Е, от величины груза, удерживаемого испытуемым, оказался наиболее ярким показателем уровня физического развития мышц.
Изменение механических параметров группы мышц плечевого пояса в зависимости от вида двигательного акта
В этом разделе будут описаны результаты измерения модуля упругости и остаточной деформации (аналога коэффициента вязкости) группы мышц плеча и плечевого пояса, а именно, двуглавой и трехглавой мышц, а также v - видной мышцы. Исследуется характер изменения механической активности этой группы мышц в режиме изометрического напряжения, создаваемого в них следующими двумя способами: а) при прямом удержании груза и б) путем его отжима (с использованием повторного блока для изменения направления действия груза).
Работе, как и ранее, предшествовал этап регистрации антропометрических данных, а именно: возраста, роста, веса, толщины запястья, объема плеча в области двуглавой мышцы и толщины кожной складки над обследуемым участком.
Испытуемый, как и раньше, располагался в рабочем кресле, а рука его, приведенная к телу и согнутая под прямым углом, помещалась Е подложку, укрепленную на ручке этого кресла. Первую часть работы выполняли в режиме удержания груза, навешиваемого на запястье испытуемого. Дозированную физическую нагрузку изменяли с шагом в I кг в интервале от Р=0 кг до РМАКС = 10-14- кг. Запись деформационно- нагрузочных характеристик (ДНХ) объекта исследования проводили по стандартной методике, описанной в разделе 2.3, то есть трижды для каждого значения груза "Р" с интервалом в 10-12 мин. При увеличении груза интервал увеличивали до 20-40 мин, что необходимо для снятия явлений утомления, а следовательно, и для повышения воспроизводимости данных.
На графиках (рис. 4.1.) приведены три семейства кривых ДНХ скелетных мышц человека, полученные при обследовании а), двуглавой, б) дельтовидной и в) трехглавой мышц плеча и плечевого пояса в режиме постепенного (ступенчатого) нарастания их физического напряжения. Кривая I на всех трех графиках С () соответствует мышцам в расслабленном состоянии (то есть в отсутствии груза Р, навешиваемого на запястье испытуемого). Кривые П, Ш,1У и У зарегистрированы при Р массой в I кг, 2 кг, # кг и б кг соответственно.
Следует обратить внимание и на тот факт, что графики $ (Р) для 3-х главой и 0 -видной мышц имеют ярко выраженные два участка с различивши наклонами. Очевидно, что начальная часть этих графиков отражает упругие свойства слоя кожной складки с увеличенной по сравнению с бицепсом прослойкой подкожножировой клетчатки. К сожалению, толщиномер не позволяет в этом случае измерить ее толщину, но ход графика 9 (Р) уточняет эту область вполне удовлетворительно.
В дальнейшем, по мере увеличения груза Р, удерживаемого испытуемым, модуль Е растет у ЕСЄХ трех мышц, однако характер этого роста, как следует из графиков рис. 4.1., существенно различен. Для удобства анализа полученных данных на рис. 4.2. приведены графики соответствия значений модуля упругости Е (для каждой из обследованных мышц) величине груза Р, удержание которого и приводит к развитию в них измеряемого нами механического напряжения.
Согласно приведенным данным, процесс нарастания напряжения развивается наиболее похожеудвуглавой и дельтовидной ; мышц и (рис. 4.2. кривые I и 2) при существенном различии их модулей упругости Е (сравнить 5.10 Па и 3,2.10 Па у v -видной и двуглавой мышц соответственно). Представляет интерес "синхронность" их реакции на рост груза Р, в частности, одновременный выход на "плато".
Здесь же, на рис.4.1.2.даны кривые соответствия величин остаточной деформации, сохраняющейся Б объекте (мышце) в течение небольшого отрезка времени по окончании нагрузочно-разгрузочного цикла и изменяющейся в зависимости от степени ее напряжения в ответ на ве личину груза Р. Из графика видно, что каждая из них полностью коррелирует с соответствующей ей кривой для модуля упругости Е, наиболее сильно меняясь в начале процесса нарастания напряжения в мышцах, достигает своего минимума в строгом соответствии с максимум упругости, а затем, при дальнейшем росте груза Р, практически не меняется.
Если принять, что величина остаточной деформации мышц обусловлена вязкостью их среды, то, по нашим данным, наибольшей вязкостью обладает двуглавая мышца в расслабленном состоянии (величина ст = б мм при мах = 12 мм). У нее же этот показатель ост меняется наиболее сильно (в 12 раз!) в процессе изменения ее напряжения с ростом груза. Вязкость двух других мышц в исходном состоянии практически одинакова ( v0CT = 4 мм). Аналогичен и характер ее изменения при напряжении обеих мышц. Больше того, степень этого изменения для обеих мышц также практически одинакова : « в 4 раза (сравнить с 12 для двуглавой мышцы), несмотря на то, что 3-х главая мышца позже включается в работу, достигая своего максимума одновременно с v - видной мышцей.
Вторую часть работы выполняли в режиме физиологически противоположном описанному выше, то есть испытуемый отжимал груз при сохранении всех остальных условий эксперимента неизмененными. Результаты общего обследования упомянутой выше группы мышц плеча и плечевого пояса для левой руки в режимах удержания (I) и отжимания (2) груза сведены в таблицу 4.1.I. Графики Е(Р) даны на рис. 4.1.3.
