Биомеханические характеристики мышечной и постурологической регуляции тяжелоатлетов условной легкой весовой категории в базовом периоде подготовки

Положение тела (стойка) зависит от углового расположения всех суставов в плоскостях, пространстве, времени, скорости изменения отдельных сегментов тела. Рецепторное воздействие сигнализирует таламическим нейронам, регулирующих вектор вращения суставов. Сгибательно-разгибательные двига- тельные действия (ДД) осуществляются посредством растяжения, сокращения и расслабления скелетных мышц, активности двигательных единиц (ДЕ) [2, 4, 8], что обеспечивает успешность мышечной работы.

Скелетные мышцы находятся в сильной связи с регуляторными процессами произвольных движений [12, 16] и сокращаются под влиянием импульсов мотонейронов спинного мозга, рекрутируя двигательные единицы и обеспечивая их синхронизацию [12, 18, 20]. Проблема регуляции силовых ДД базируется на нейроне – главном звене нейромотор-ного аппарата. Мембранная нейрорецепция, биоэлектрическая активность нейрона, пластичность, синоптическая трансляция обуславливают формирование следовых процессов [3]. Возникает необходимость моделирования нейрона как одного из регуляторов ДД [7, 10]. Сигналы от рецепторов мышечных волокон, сухожилий и суставов информируют нейроны о ДД и совместно с продолговатым мозгом осуществляют регуляцию скелетных мышц. В частности, вестибулярные ядра усиливают тонус скелетных мышц разгибателей, обуславливающих баланс общего центра давления в динамических ситуациях (выход из седа в рывке) и позах тяжелоатлетов [11, 19]. Черная субстанция среднего мозга регулирует статокинетическую устойчивость (СКУ) и тонус мышц. Красноядерно-спиномозговой путь служит регулятором пускового сигнала мотонейронных интеграций спинного мозга и является регулятором тонуса мышц сгибателей [17]. Ретикулярная формация мобилизует мотонейроны спинного мозга, обуславливает усиление тонуса мышц в условиях ДД. Бледное ядро регулирует ритмические ДД спортсмена, а полосатое ядро оказывает тормозящее воздействие на кору больших полушарий. Роль мозжечка, в совокупности с другими регуляторами, в системе интеграций СКУ относится к внутри- и межмышечным взаимодействиям, поддержанию жесткости суставов и позвоночника [8]. Однако в оценке и регуляции интегративной деятельности организма спортсменов открываются взаимоотношения силовых, пространственных и временных характеристик ДД.

Организация и методы исследования. В настоящем исследовании регистрировались угловая скорость (вращающий момент и его пик), средняя мощность, оценивались двигательные действия. Из положения «сидя» тяжелоатлеты (63–77 кг) выполняли ДД сгибание – разгибание в суставах нижних (колено) и верхних конечностей (рука), из положения «стоя» в суставах нижних конечностей (тазобедренный сустав (ТЗБ)), в 3 подхода по 2 мин каждый с различной угловой скоростью (вращающий момент в изокинетическом режиме). Первый подход для нижних конечностей: средняя мощность – 120 грд/с; второй подход максимальной мощности – 75 грд/с; третий режим субмаксимальной мощности – 90 грд/с; для верхних конечностей: 150, 90, 120 грд/с соответственно.

Результаты исследования. При анализе биомеханических показателей верхних конечностей регистрировался пик силы, время до пика силы, суммарная мышечная сила за все повторы, суммарная мышечная сила с наибольшей выполненной работой, коэффициент вариации (табл. 1). Исследование прово- дилось в подготовительном периоде подготовки.

В табл. 1 представлена сравнительная оценка биомеханических показателей при угловых скоростях 150, 120, 90 грд/с.

Анализ табл. 1 позволяет говорить об асимметриях в следующих показателях: пик силы, суммарная мышечная сила, коэффициент вариации. Наблюдались колебания дефицитов, возрастающих с уменьшением углов силоприложения. В значениях суммарной мышечной силы показатели дефицита изменялись вариативно, а при максимальном повторе суммарной работы с уменьшением углов дефицит возрастал. Амплитуда мышечных конфигураций при угловой скорости 150 грд/с справа и слева была относительно асинхронной, резко различалась при угловых скоростях 120 и особенно 90 грд/с. Последовательно возрастали площади мышечных колебаний, особенно при угловом ускорении 90 грд/с.

Графическая оценка биомеханических показателей верхних конечностей тяжелоатлета представлена на рис. 1, 2.

В табл. 2 представлены показатели биомеханических характеристик тяжелоатлета в тазобедренных суставах при сгибании – разгибании.

В условиях разгибания при угловой скорости 150 грд/с изменение показателей было не существенным, а при других угловых скоростях (120, 90 грд/с) показатели достоверно снижались. Уровень дефицита варьировал, составляя соответственно 2,40; 67,9; 88,20 ед. В работе первой трети максимального усилия показатели преимущественно снижались от правой к левой стороне. Исключение составили значения при угловой скорости 150 грд/с в условиях разгибания. В работе последней трети все показатели с правой стороны превосходили показатели левой, что свидетельствует об асимметрии. Утомительная работа в условиях сгибания вызвала появление отрицательных знаков при угловых скоростях 150, 120 грд/с (в момент разгибания при 120, 90 грд/с). В значениях средней мощности (Вт) очень высокие значения дефицита, за исключением разгибания при угловой скорости 150 грд/с. Показатели времени ускорения при всех случаях наблюдений, кроме разгибания (90 грд/с) уменьшались, а времени замедления – ускорялись. Показатели ROM (грд/с) во всех вариантах исследования снижались. Значения

Рис. 1. Графическая оценка биомеханических показателей верхних конечностей, угловая скорость 150 грд/с

Fig. 1. Graphic assessment of biomechanical indicators of the upper limbs, angular speed 150 deg/s

Рис. 2. Графическая оценка биомеханических показателей верхних конечностей, угловая скорость 120 грд/с

Fig. 2. Graphic assessment of biomechanical indicators of the upper limbs, angular speed 120 deg/s среднего пика вращающего момента относительно не изменялись в модели сгибания – разгибания при угловых ускорениях 150, 120, 90 грд/с и повышались в условиях сгибания – 90 грд/с. Отношение мышц агонистов и антагонистов при сгибании в угловых скоростях 150 грд/с снижались, при 120, 90 грд/с – повышались.

Амплитуда и ширина оснований регистрируемых усилий в моделях сгибание – разгибания при разных угловых скоростях возрастали. При угловой скорости 150 грд/с наблюдалось преимущественно с левой стороны, а при углах 120 и 90 грд/с – с правой.

На рис. 4–6 представлена графическая оценка показателей в моделях сгибание – разгибание.

Как видно из рис. 3–4, конфигурации кривых угловой скорости при разгибании и сгибании, а также дефициты существенно различались. Снижение угловой скорости (150– 90 грд/с) вызвало увеличение дефицита в условиях сгибания со скоростью 90 грд/с. При разгибании наблюдалось повышение дефицита при угловой скорости 120 грд/с и резкое падение при 90 грд/с. Амплитуды кривых при угловых скоростях 150–90 грд/с в условиях сгибания последовательно повышались, а при разгибании еще более. При изменении угловых скоростей от 150 до 90 грд/с увеличивалась величина основания кривых.

Сравнительная оценка показателей коленного сустава (табл. 3) в моделях разгибание – сгибание при угловых скоростях 120, 90, 75 грд/с в тесте пик вращающего момента свидетельствовала о снижении левосторонних показателей, средних и низких значениях дефицита (120, 90 грд/с). Пик вращающего момента (%) снижался с левой стороны с уменьшением градуса углового ускорения. Максимальный повтор суммарной работы снижался от правой к левой стороне, свидетельствуя о мышечной асимметрии. Дефицит при угловых ускорениях 120, 90 грд/с находился в средних значениях, а 75 грд/с – доходил до низких. Коэффициент вариации был в исключительно вариативных границах справа и преимущественно вариативных – слева. Исключение составила модель сгибания – слева. Средняя мощность (Вт) была мало вариативной при угловых ускорениях 120, 90 грд/с справа и слева и уменьшалась слева при угле 75 грд/с. Показатели суммарной работы в модели разгибание при угловой скорости 120,

Рис. 3. Графическая оценка биомеханических показателей верхних конечностей, угловая скорость 90 грд/с

Fig. 3. Graphic assessment of biomechanical indicators of the upper limbs, angular speed 90 deg/s

CM CM

ГО Ф

1 1

%

S'

8

о

8 =

S

40

LO

2 о да

g

S'

S

S'

S'

S'

S'

S

8

1 1

8

8

8

§

еп

8

8

8

s

8

8

8

8

8

OI

8

ео

d

да

S'

05

05

§8

04

04

8

со

S

^

^

53

2

ОО

8

8

8

^

S'

к I 1

да

со

<=5

40

a ^ Й*

да

со

со

^

с 1

ф

i vo o' В.

да

ОО

со

S

г-

^

8

8"

8

S'

a s

^

со

со

<=5

со

ео

LO

LO

а

сч

сч

ео

еп

еп

i h ё

со

осГ

со

9

гч

со

со

со

04

о<

S

s а

^

g;

8

S3

58

2;

^

8

33

04

со

со

2

со

5

со

8

S

§

8

40

8

8

04

8

i 1

&

гч

111

^

9

г^

8

S

8

°®

8

8

04

8

i 1

^

of

гч

rxf

со

^

40

3

i |

Г"

о

£-

^

чо

со

СП

S'

о>

^

со

04

S'

’§ О а § да" 4

i

1

1

1

i

I

i

I

1

В

1

j

да да

1 и

® да-^ да

да

да да да 8

1 да 2 8

Сгибание

Разгибание

Рис. 4. Графическая оценка биомеханических показателей тазобедренных суставов тяжелоатлета, угловая скорость 150 грд/с

Fig. 4. Graphic assessment of biomechanical indicators of the hip joint, angular speed 150 deg/s

Сгибание

Разгибание

Рис. 5. Графическая оценка биомеханических показателей тазобедренных суставов тяжелоатлета, угловая скорость 120 грд/с

Fig. 5. Graphic assessment of biomechanical indicators of the hip joint, angular speed 120 deg/s

Рис. 6. Графическая оценка биомеханических показателей тазобедренных суставов тяжелоатлета, угловая скорость 90 грд/с

Fig. 6. Graphic assessment of biomechanical indicators of the hip joint, angular speed 90 deg/s

90 грд/с повышались от правой стороны к левой. При угле 75 грд/с – снижались. В модели сгибание показатели с левой стороны снижались. Низкий дефицит наблюдался при угловой скорости 120, 90 грд/с и имел отрицательный знак при разгибании в условиях угловой скорости 90 грд/с. При угловой скорости 75 грд/с дефицит составил средние значения, при разгибании 28,70 и сгибании 35,90 ед. Время ускорения зависело от значений угловой скорости и изменялось при сравнении показателей справа и слева разнонаправленно (120 и 90 грд/с), а при 75 грд/с – снижалось и было мало вариативным. Время замедления во всех пробах последовательно снижалось от правой к левой стороне. Относительно стабильны были показатели ROM. Средний пик вращающего момента в модели разгибания при угловой скорости 120, 90 грд/с в измерениях справа и слева последовательно снижался (120 грд/с), а в остальных повышался (75 грд/с). Отношение агонистов и антагонистов справа и слева при угловых скоростях 120, 90 грд/с снижалось, а при 75 грд/с повышалось. Возможно, выявлялся дисбаланс мышц.

На рис. 7–9 представлена графическая диагностическая оценка коленного сустава (амплитуда, площадь, дефицит разгибание – сгибание).

Можно полагать, что дисбаланс биомеханических компонентов наблюдался в базовом периоде подготовки. Стабилометриче-ские показатели тяжелоатлетов представлены в табл. 4.

Обсуждение результатов исследования. Итак, интегративная деятельность организма спортсменов обеспечивается многоуровневой системой регуляции СКУ, программами обеспечения нейронной обработки сигналов, моделирования обратных связей и сенсорных коррекций. Процесс генерирования моделей движения зависит от содержания, структуры ДД и сенсорной обработки связей [14].

Исследователь предложил нейрофизиологическую модель семантики действий на основе нейронных связей и адекватных нервномышечных стратегий во время выполнения ДД и их моделирования. В этой связи развитие и совершенствование целесообразного взаимодействия между активными системами

Сгибание

Разгибание

Рис. 7. Графическая оценка биомеханических показателей коленного сустава тяжелоатлета, угловая скорость 120 грд/с

Fig. 7. Graphic assessment of biomechanical indicators of the knee joint, angular speed 120 deg/s

Сгибание

Разгибание

Рис. 8. Графическая оценка биомеханических показателей коленного сустава тяжелоатлета, угловая скорость 90 грд/с

Fig. 8. Graphic assessment of biomechanical indicators of the knee joint, angular speed 90 deg/s

Сгибание

Разгибание

Рис. 9. Графическая оценка биомеханических показателей коленного сустава тяжелоатлета, угловая скорость 75 грд/с Fig. 9. Graphic assessment of biomechanical indicators of the knee joint, angular speed 150 deg/s

регуляции обуславливает высокий уровень спортивной результативности. Линейность и нелинейность присутствует в обеспечении спортивной результативности. Характеристики специальных и функциональных показателей имеют высокую силу, связь со спортивным результатом на этапе высшего спортивного мастерства. Гетерохронность обуславливает адаптивно-компенсаторные перестройки организма [15]. Иерархии в спортивной результативности представляют возможности СКУ, интегративных факторов, характерных для данного вида спорта и специализации в нем.

Выполнение динамических и статических ДД в тяжелой атлетике способствуют ухудшению постурального контроля, анаэробные и аэробные нагрузки снижают постуральную стабильность. Мышечное утомление повышает подвижность суставов через активацию мышц-антогонистов посредствам увеличения импульса ДЕ с целью уменьшения постурального контроля. Утомление увеличивает динамический рефлекс растяжения, чтобы противодействовать сокращению – эндогенной подвижности суставов. Эти факторы требуют анализа и практического внедрения. Следует учитывать, что постуральный контроль меньше нарушается в результате утомления дистальной мускулатуры по сравнению с проксимальной [21]. Автор предполагает, что утомление мышц голени (дистальные) вызывает рекрутирование мышц бедра (проксимальных) с целью предупреждения нарушений постурального контроля. Физиологические эффекты, вызываемые глобальными и локальными ДД, заметно различаются и способствуют снижению эффективности сенсорной импульсации и функции равновесия (проба Ромберга) в системе статокинетической устойчивости [5, 7].

В тренировочном процессе тяжелоатлетов утомление мышц-разгибателей нижних конечностей ухудшает постуральный контроль более по сравнению с мышцами сгибателями верхних конечностей. Вынужденные понижения постурального контроля важны с точки зрения построения силовых тренировочных нагрузок (СТН) и восстановления после них [11, 20]. Проекции на плоскость при движении в суставах во фронтальной плоскости

Нейтральное положение для определения ротационного движения есть сочетание данных положений для сагиттальной и фронтальной плоскостей с нахождением стоп параллельно друг другу, а продольная ось стопы находится в сагиттальной плоскости. Конечность движется, суставы меняют свое положение в пространстве. Система координат привязана к проксимальному сегменту сустава и позволяет оценить истинные движения в суставе, не связанные с перемещениями тела и его частей в пространстве.

Ученые факультета спортивных наук университета Фрайбурга (Германия) отметили важность центра мышечной силы для стабилизации нижних конечностей [9]. Исходя из биомеханических аспектов, представляется необходимым, чтобы центр стабилограммы не ограничивался лишь стабилизацией корпуса. Авторы дают представление о влиянии тренировки корпусной стабильности в стабильных и нестабильных условиях и дают биомеханическую аргументацию о контексте стабилизации туловища и нижних конечностей и эффектах тренировки нестабильности. Следует отметить, что для исследований стопы относительно голени, важно использовать аналогичные изменения в коленных и тазобедренных суставах [24]. Ученые Шанхайского спортивного университета изучили проприо-рецептивные пробы и установили важную роль в успешности хорошей проприорецеп-ции лодыжки [22]. Тестирование проприоре-цепции важно в условиях спортивной ориентации с целью повышения проприоцептивных способностей.

Коленный сустав (КС) обуславливает как основные функции сгибание – разгибание, так и отведение, и приведение, и ротационные движения. В зависимости от суставного угла КС изменят свою пространственную ориентацию. Ось сгибания – разгибания сустава лежит на середине расстояния между боковым надмыщелком бедренной кости и суставной щелью КС, а также на середине расстояния между передней и задней суставной поверхностью бокового надмыщелка. Движение отведение-приведение совершается по оси, лежащей в межмыщелковой области большеберцовой кости. Ось ротационного движения проходит вдоль диафиза большеберцовой кости [6]. А в тазобедренном суставе шаровидной формы ось любого движения проходит через центр головки бедренной кости. Положение оси сгибания – разгибания совпадает с верхушкой большого вертела.

R. Müller, S. Grimmer, R. Blickhan (2010) исследовали регулирование жесткости в области голеностопного и коленного суставов пришли к выводу, что во время фазы отбора контроль активации играет незначительную роль, в связи с тем, что геометрия и фон (угол постановки ног и ее скорость, длина) обеспечивает адекватную корректировку подвижности суставов, а также жесткости ног.

T. Paillard (2012) представила обзор о влиянии общего и локального утомления на постуральный контроль, обуславливающий сохранение вертикальной проекции центра тяжести. Постуральный контроль меньше нарушается в итоге утомления дистальной мускулатуры по сравнению с утомлением проксимальной мускулатуры. Можно предположить, что утомление мышц голени (дистальные), обуславливающее нарушения постурального контроля, вызывает рекрутирование проксимальных мышц (колена, бедра).

Исходя из анализа данных В. Янды (2013) по функциональной диагностике мышц, R. Do-natelli (2007) по увеличению упруго-вязких свойств скелетных мышц, вследствие их растяжения можно заключить следующее: физиологические эффекты, вызванные гравитационными и баллистическими ДД локального и глобального характера в условиях около-предельных нагрузок могут ухудшать эффективность сенсорной импульсации и статоки-нетической устойчивости.

Нейрофизиология баланса в основной стойке спортсмена заключается в том, что постуральная система сохраняет устойчивость к гравитации, генерирует мышечный ответ на произвольные и непроизвольные, ожидаемые и неожидаемые ДД, подвергая фазному процессу адаптации в изменяющихся экзогенных и эндогенных условиях. В ДД включаются ОДА, сенсорная система, регуляторы центральной и периферической нервной системы.

Важна роль зрения, проприорецепторов, вестибулярной, скелетно-мышечной систем и тотальных размеров тела. Учет возраста и пола необходим для оценки баланса в основной стойке.

Коэффициент Ромберга (контроль – 285,05 ± 52,00) применяется для количественного определения соотношения между зрительной и проприоцептивной системами с целью контроля баланса в основной стойке, длина тела и стопы обследуемого является одними из антропометрических характеристик, которые используются для нормирования. Однако эти вопросы требуют дальнейших исследований. С возрастом стабильность баланса ухудшается, а скорость перемещения центра давления в основной стойке с возрастом повышается. Обнаружен незначительный устойчивый дрейф ЦД влево во время длительного исследования [13]. Наиболее воспроизводимыми результатами обладает параметр скорости ЦД. По данным R.A. Du Pas-quier et al. (2003), наибольшей повторяемостью обладает параметр площади статокине-зиограммы. Итак, показатели оказались противоречивыми.

Математические девиации ЦД в соответствии с рекомендациями Bizzo et al. (1985) и общепринятыми правилами выражается в среднеквадратичном отклонении от среднего положения. Доверительный интервал (предел колебаний ± 95 %) дает эллипс наклонений вправо или влево в зависимости от преимущественного уровня колебаний. Длина статоки-незиограммы характеризует величину пути, пройденную ЦД. Любая стабилограмма состоит из хорошо видимых крупных волн, медленных изменений положения ЦД и накладывающихся на них колебаний средней и малой величины.

Следует обратить внимание на средний вектор колебаний ЦД. Нестабильность основной стойки проявляется следующим симпато-комплеском: увеличение амплитуды колебаний центра давления; повышение скорости движения ЦД; смещение частоты колебаний в низкочастотную часть спектра.

Типы действия мышц следующие: концентрические сопровождаются ее укорочением, экцентрические – удлинением, изометрические – без изменения длины. Существуют смешанные варианты действия мышц: изотоническое – постоянный момент силы; изоки-нетическое – укорочение и удлинение мышцы с поставленной скоростью, изометрическое- изотоническое – длина и сила мышцы постоянная, изометрическое-анизотоническое – длина мышцы постоянна, а усилие изменяется; анизометрическое-изотоническое действие – длина мышцы изменяется, а развиваемое усилие постоянно; анизометрическое-анизото-ническое – длина и сила мышцы изменяется. В связи с изменяющимся взаимоотношением сегментов реальная структура действия [1] мышц сложна. Меняются соотношения между концентрическими, экцентрическими и изометрическими действиями, обуславливающими как поглощение (экцентрические), так и генерацию энергии (концентрические). Исходя из этого, типы взаимодействия определяются следующим образом:

• –    синергисты: мышцы, которые участвуют в выполнении одного и того же движения;

• –    антагонисты: мышцы, выполняющие противоположные действия, которые в реальном времени производят меньший момент сил относительно сустава [6];

• –    агонисты: мышцы, ответственные за определенные действия, т. е. имеющие такой же момент силы, как и в данном суставе [23, 25].

Заключение. Интегративная оценка изо-кинетического тестирования выявила, что десинхронизация, разбалансирование статоки-нетической устойчивости начинается с мышечной системы, ее угловых, временных, вращательных характеристик, диапазона движения, динамической нестабильности суставов, рецепторного соотношения групп мышц, участвующих в двигательных действиях. Эти интеграции являются пусковыми, приводящими к нарушениям в обеспечивающих системах, сдвигам показателей, путем сравнения не вовлеченной и вовлеченной сторон, сгибания и разгибания суставов, дефицита.

Мышечное утомление связывают с величиной прилагаемого усилия и произвольного или вызванного сокращения мышц. По данным электрофизиологии, снижение потенциала действия начинается после снижения усилия, а снижение силы в условиях максимальной активации мышцы происходит при нарушении клеточного метаболизма, вследствие выделения Ca ²⁺ из саркоплазматического ретикулума. Большая роль принадлежит гормонам и электролитам в обеспечении эффективности мышечного сокращения. Мощность является функциональным приложением силы и скорости, а также ключевым компонентом в тяжелой атлетике.