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

УДК 612.766.1

DOI: 10.14529/hsm170309

БИОМЕХАНИЧЕСКИЕ ХАРАКТЕРИСТИКИ МЫШЕЧНОЙ И ПОСТУРОЛОГИЧЕСКОЙ РЕГУЛЯЦИИ ТЯЖЕЛОАТЛЕТОВ УСЛОВНОЙ ЛЕГКОЙ ВЕСОВОЙ КАТЕГОРИИ В БАЗОВОМ ПЕРИОДЕ ПОДГОТОВКИ

А.П. Исаев, В.В. Эрлих, А.В. Ненашева, Н.Е. Клещенкова, Кукх Абдул Рахман Ахмед Моса

Южно-Уральский государственный университет, г. Челябинск, Россия

Цель: оценить скоростно-силовые двигательные способности у тяжелоатлетов мышц разгибателей и сгибателей коленного и тазобедренного суставов, углам силоприложения обуславливающих регуляцию статокинетической устойчивости и результативность мышечной деятельности. Организация и методы исследования. Полидинамометр производства США «Биодекс» позволяет осуществлять основную, сравнительную и графическую оценку суставных показателей нижних и верхних конечностей (сгибание - разгибание) при угловых скоростях 150, 120, 920 грд/с. Обследовались тяжелоатлеты массы тела 63,00 ± 0,98 кг и длиной тела 173,00 ± 1,75 см в количестве 6 человек, спортивной квалификации кандидат в мастера спорта (п = 4) и мастер спорта (п = 2) в возрасте 18,22 ± 1,74 года. Результаты исследования. Интегративная оценка изокинетического тестирования выявила, что десинхронизация, разбалансирование статокинетической 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. Заключение. Используемая диагностирующая аппаратура позволила определить мышечный дисбаланс, выявить структурно-физиологические возможности, биомеханические особенности, в том числе дифференциацию усилий при разных угловых ускорениях и приложениях силы.

Ключевые слова: биомеханические показатели, стабилометрия, баланс, угловая скорость, вращающий момент, разгибание, сгибание, дефицит, работа, масса тела.

Введение. Предрасположенность к занятиям силовой подготовкой подростков и юношей, более раннее морфометрическое созревание, гипертрофия и расположение мышечных волокон к площади анатомического поперечника в совокупности способствуют регуляторным влияниям постурологического направления (коленная, голеностопная и тазобедренная стратегия, ритмичность импульсов в мышце, растяжимость и повышение упруго-вязких свойств мышц для развития силовых способностей, нейро-моторная возбудимость, устойчивость тела).

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

"Ni 00

Время правой, левой 120 с пик силы пик силы/ вес тела время до пика силы до пика силы коэфф. вариации МАХ повт.сумм. раб. МАХ раб.повт. раб/вес тела сумм, работ раб. первой трети раб. поел трети утомит, работы ер- мощность время ускорения время замедления ROM ср. пик силы отн агонист/ангагонист

LBS % млс дюйм % LBS # % LBS LBS LBS % Ватт млс млс дюйм LBS %

150 ГРД/С правая 5,4 8,5 480 2,8 112,7 1,6 2,5 ЗД 2 0,5 75,9 0,6 280 1250 5,1 1,3 73,5

левая 7,2 11,4 440 2,6 34,6 3 16 4,7 20,4 4,5 9,2 -103,2 3,7 340 820 5,5 4,4 89,7

дефищп -34,5 -90,8 -556,0 -533,7 G:N/A

150 ГРД/С правая 3,9 6,3 910 1,7 182,5 0,5 0,8 0,8 0,5 0 100 ОД 680 1260 5Д 0,6

левая 6,5 10,3 870 2,8 38,6 2,7 15 4,2 23,8 8,8 8,4 3,8 3,4 740 1150 5,5 4,4

дефицит -64,2 -418,4 -2715,1 -2960,2

120 ГРД/С правая 7,4 11,7 420 1,9 51,4 3,7 19 5,9 42 9,7 20,7 -114,4 4Д 390 510 5,2 3,8 87,7

левая 15,9 25,2 470 2,8 18,9 11,7 30 18,6 263,8 82,2 98,3 -19,6 23,8 260 670 5,6 10,9 221,4

дефищп -115,9 -216,3 -528,3 -473,1 G:N/A

120 ГРД/С правая 6,5 10,3 800 2,8 45,5 ЗД 23 4,9 33,5 15,7 -123,2 2,2 740 970 5,2 3,6

левая 35,2 55,8 950 1,3 30,8 21,4 32 34 442,4 131,6 158,7 -20,5 31,9 570 720 5,6 20,4

дефищп -444,1 -597,2 -1221,4 -1336,3

90 ГРД/С правая 14 22,3 750 4,3 27,6 9,5 8 15 68,7 17,2 27,7 -61,1 24,8 230 420 5,2 10,9 59,2

левая 18,2 28,8 770 4,2 22,6 14,6 5 23,2 86 31,1 26,2 15,8 34,6 310 690 5,6 13,8 329,2

дефищп -29,3 -54,3 -25,2 -39,7 G:N/A

90 ГРД/С правая 8,3 13,2 970 0,8 16,9 5 3 8 31,9 12,7 9,3 27,3 8,5 480 970 5,2 6,3

левая 59,7 94,8 900 0,8 21,4 42,4 7 67,3 254,3 102,7 25,1 75,5 65,8 290 620 5,6 47,2

дефищп -618,9 -742,6 -696,2 -673,0

Таблица 1 Table 1

ч верхних конечностей при угловой скорости 150,120, 90 грд/с г limbs at an angular speed of 150,120, 90 deg/s

О s О "О

CD I

ш я

CD

"О

о

CD ш

МАХ раб.повт

сумм, работ

LBS

первой трети

LBS

трети

LBS

утомит.

ер-

мощность

Ватт

время ускорения

время замедления

ROM

дюйм

ср. пик силы

LBS

отн

агонист/ангагонист

1,6

2,5

3,1

0,5

75,9

0,6

280

1250

5,1

1,3

7,2

11,4

440

2,6

34,6

4,7

20,4

4,5

9,2

-103,2

3,7

340

820

5,5

4,4

150 ГРД/С

дефищп

-34,5

-90,8

-556,0

-533,7

G:N/A

73,5

89,7

правая

3,9

6,3

910

1,7

182,5

0,5

0,8

0,8

0,5

100

0,1

1260

5,1

0,6

6,5

10,3

2,8

38,6

2,7

4,2

23,8

8,4

3,4

740

1150

5,5

4,4

150 ГРД/С

дефицит

-64,2

-418,4

-2715,1

-2960,2

правая

7,4

11,7

420

1,9

51,4

3,7

5,9

42

9,7

20,7

-114,4

4,1

390

510

5,2

15,9

25,2

470

2,8

18,9

11,7

30

18,6

263,8

82,2

98,3

-19,6

23,8

260

670

5,6

10,9

120 ГРД/С

дефищп

-115,9

-216,3

-528,3

-473,1

G:N/A

87,7

221,4

правая

6,5

10,3

2,8

45,5

3,1

4,9

33,5

15,7

-123,2

2,2

740

970

5,2

3,6

35,2

55,8

950

1,3

30,8

21,4

32

34

442,4

131,6

158,7

-20,5

31,9

570

720

5,6

20,4

120 ГРД/С

дефищп

-444,1

-597,2

-1221,4

-1336,3

правая

22,3

750

4,3

27,6

9,5

68,7

17,2

27,7

-61,1

24,8

230

420

5,2

10,9

18,2

28,8

770

4,2

22,6

14,6

23,2

31,1

26,2

15,8

34,6

310

690

5,6

13,8

90 ГРД/С

дефищп

-29,3

-54,3

-25,2

-39,7

G:N/A

59,2

329,2

Я

-i О) -ч р

3 сУ> о -а

«I ? s

CD

Ч а.

О) «

правая

8,3

13,2

970

0,8

16,9

31,9

12,7

9,3

27,3

8,5

480

970

5,2

6,3

59,7

900

0,8

21,4

42,4

67,3

254,3

102,7

25,1

75,5

65,

290

620

5,6

47,2

90 ГРД/С

дефищп

-618,9

-742,6

-696,2

-673,0

Изокинетич.Двухстор.

X

IM/SEC

в . 9

24.1

1 . О 1.5 2 . О 2.5 З.О

ВРЕМЯ 13 СЕКУНДАХ

отфильтр

С1-1J L I_.ll« 4 i

34 . 5%

12.ОЗ IS/SEC

12.ОЗ IN/SEC

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

Изокинетич-Двухстор. IN/SEC

Сильнее 4 44.1%

ш

9.62. IN/SEC <120)

9.62 IN/SEC

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 (15090 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

ng

о

о а ч

3S

Таблица 2

Сравнительная оценка биомеханических показателей в условиях сгибания-разгибания тазобедренных суставов, угловая скорость 150,120, 90 грд/с Comparison of biomechanical indicators at flexion-extension of the hip joint at an angular speed of 150,120, 90 deg/s

Время правой, пик пик время к угол пика вр.м 30 вр.м 0,18 с коэфф. МАХ МАХ раб/вес сумм. раб. раб. утомит. ср. время время ROM ср. пик отн. агонист/

левой 120 с вр.мом. врм/вт пику врм. вр.мом. вариации повт.сумм. раб.повт. тела работ первой поел. работы мощность ускорения замедления вр.м антагонист

мом. раб. трети трети

FT-LBS % млс грд FT-LBS FT-LBS % FT-LBS # % FT-LBS FT-LBS FT-LBS % Ватт млс млс грд FT-LBS %

СГИБАНИЕ 150 ГРД/С правая 7,9 12,5 430 32 7 0 129,3 2 21 3,1 8,6 0,9 6,8 -656,4 0,5 300 470 44,8 1,9 535,5

левая 3,7 5,9 250 15 0 0,3 0 0,4 4 0,7 0,5 0,4 ОД 81,8 0 190 620 34,2 0,2 259,4

дефицит 53,2 100 0 78,2 94,2 94,8 G:N/A

РАЗГИБАНИЕ 150 ГРД/С правая 1,5 2,3 430 22 0 0 0 0,2 22 0,3 0,3 0 0,3 0 0 250 770 44,8 ОД

левая 1,4 2,3 310 21 0 0 0 0,1 4 0,2 0,2 0,2 0 100 0 260 910 34,2 ОД

дефицит 3,4 0 43,4 24 14,2

СГИБАНИЕ 120 ГРД/С правая 6,6 10,5 450 33 5,7 0 40 2,4 9 3,8 45,9 13,2 17 -28,8 1,7 370 260 44,3 3,4 66,4

левая 10,3 16,3 300 23 0 5,5 81,5 2,2 36 3,6 14,8 3,7 6,7 -83,2 0,6 160 420 34,4 2,4 261

дефицит -54,8 100 0 5 67,9 63,5 G:N/A

РАЗГИБАНИЕ 120 ГРД/С правая 10 15,9 340 18 6,8 3,7 31,3 3,4 35 5,5 59,9 12,7 27,5 -116,3 1 190 1000 44,3 3,9

левая 3,9 6,2 380 13 0 0 114,9 0,7 39 U 7Д 1,2 4,6 -292,3 ОД 240 1330 34,4 1,2

дефицит 60,6 100 100 79,2 88,2 88,4

СГИБАНИЕ 90 ГРД/С правая 8,2 13 400 27 7 0,8 31,3 3,3 2 5,3 23,4 10,4 5,3 48,9 2,6 210 190 44,4 4,6 75,3

левая 9Д 14,5 290 16 0 5 15,5 2,7 6 4,2 20,1 8 4,8 39,3 2,9 170 410 34,8 6,7 95,5

дефицит -11,4 100 -564,7 19,5 14,1 -8,5 G:N/A

РАЗГИБАНИЕ 90 ГРД/С правая 10,9 17,2 210 33 9,7 10,3 21,3 4,8 13 7,6 49,1 15 17,3 -15,5 3,8 120 620 44,4 7,4

левая 9,5 15,1 490 9 0 0 23 2,2 8 3,6 14,5 5,5 3 44,7 1 310 1030 34,8 5,3

дефицит 12,2 100 100 53,1 70,4 73,5

*

0) <D №

Ъ

f §

CD b

"s

s

I 00 0)

Ъ

ь

С £

5

IT

£ <D

c l о

Cc

с gl

<D

О ><

a; 2

S ъ

Cc ft)

ф 3 ««

и

e 2

N

Изогсинетич .Двухстор. 150/150 ГРД/СЕК

О ПИСАН (ПРАВ ) зоо 3 о ?40 * К SB

io А/ 1 8 О т со —t 120 ^ > «< О О °

\ 7ч- --______ X

Э . 5 1 . О 1.5 2 . О

Q Р £ Н Я 13 СЕКУНД Л X

Отфильтр

Сгибание

Дефицит

53 . 2%

Разгибание

Дефицит 3 . 4%

150 ГРД/СЕК

150 ГРД/СЕК

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

Сильнее 54 . 8%

Разгибание

Дефицит

б О .6%

12 0 ГРД/СЕК

12 О ГРД/СЕК

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

Сгибание

Разгибание

Дефицит 12.2%

9 О ГРД/СЕК

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 нервно-мышечных стратегий во время выполнения ДД и их моделирования. В этой связи развитие и совершенствование целесообразного взаимодействия между активными системами

Таблица Table

3 3

Сравнительная оценка биомеханических показателей тяжелоатлета легкой весовой категории в условиях сгибания-разгибания коленных суставов, угловая скорость 150,120, 90 грд/с Comparison of biomechanical indicators of the lightweight weightlifter at flexion-extension of knee joints, angular speed 150,120, 90 deg/s

Время правой, левой 120 с пик вр.мом. пик врм/вт время к пику врм. мом. угол пика вр.мом. вр.м 30 вр.м 0,18 с коэфф. вариации МАХ повт.сумм. раб. МАХ раб.повт. раб/вес тела сумм, работ раб. первой трети раб. поел, трети утомит, работы ср. мощность время ускорения время замедления ROM ср. пик вр.м отн. агонист/ антагонист

FT-LBS % млс грд FT-LBS FT-LBS % FT-LBS # % FT-LBS FT-LBS FT-LBS % Ватт млс млс грд FT-LBS %

СГИБАНИЕ 150 ГРД/С правая 19,3 30,6 480 138 0 13,7 49,1 13,7 13 21,8 209,5 24,6 86,2 -250,9 10,4 130 570 64,2 12,6 248,8

левая 12,5 19,8 260 110 0 10 11,8 8,1 1 12,8 235 80,2 70,8 11,7 10,4 150 400 62,3 10,3 201,6

дефицит 35,1 0 27,2 41,2 -12,2 -0,6 G: N/A

РАЗГИБАНИЕ 150 ГРД/С правая 47,9 76,1 340 125 0 18,3 49,6 28,5 14 45,3 422,6 3 234,4 -7821,9 19,7 140 410 64,2 28,7

левая 25,2 40 420 116 0 12,7 21,7 416,2 5 25,7 360,9 135,1 107,9 20,1 17,2 200 320 62,3 16,6

дефицит 47,4 0 30,7 43,2 14,6 12,5

СГИБАНИЕ 120 ГРД/С правая 29,8 47,3 340 116 0 17,5 31,2 22 9 34,8 629,6 272,3 172,3 36,7 14 80 470 64,4 14,3 225,7

левая 27,1 43,1 620 142 0 12Д 21 16,2 18 25,7 717,4 264,6 181,5 31,4 16 80 340 60,5 15,8 152,2

дефицит 8,9 0 30,9 26,2 -13,9 -14,1 G: N/A

РАЗГИБАНИЕ 120 ГРД/С правая 67,2 106,7 360 128 0 37,8 27,3 44,2 2 70,1 1247,3 429,3 339,1 31,1 29,1 130 390 64,4 32,6

левая 41,3 65,5 320 128 0 33,3 18,4 23,8 3 37,8 1224,6 419,3 394,4 5,9 28,9 100 130 60,5 30,1

дефицит 38,6 0 11,9 46,1 1,8 0,7

СГИБАНИЕ 90 ГРД/С правая 29,7 47,1 730 144 0 15,1 26,6 22,6 13 35,9 232,3 66,8 89,8 -34,4 20,4 80 300 62,4 21,2 176

левая 21,4 34 410 127 0 14,9 16,6 16,1 16 25,5 165,7 54,4 60,5 -11,2 15,9 60 230 60 16,3 240,8

дефицит 27,7 0 1,4 28,9 28,7 22 G: N/A

РАЗГИБАНИЕ 90 ГРД/С правая 52,2 82,9 370 128 0 35,9 20,5 33,3 14 52,8 393,3 119,4 147,9 -23,9 36,3 70 160 62,4 41,4

левая 51,6 81,9 300 131 0 39,5 26,3 25,9 14 41,2 252 89,2 74,8 16,2 24 70 100 60 29

дефицит 1,2 0 -9,8 22,1 35,9 34,1

Сгибание Разгибание

Дефицит Дефицит

35.1% 47.4%

120 ГРД/СЕК 120 ГРД/СЕК

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

Дефицит

В . 9%

Разгибание

Дефицит

Зв . 6%

90 ГРД/СЕК

ЭО ГРД/СЕК

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

Я^Фииит

1 . 2%

Разгибание

д.-. фиди т

2 7.7%

75 ГРД/СЕК

75 ГРД/СЕК

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 постураль-ного 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 дис-тальной 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

Hg

W

Рз

rl

CD

W S

Таблица 4 Table 4

Стабилометрические показатели тяжелоатлетов (юноши, МС), п = 15 Stabilometric indicators of weightlifters (male MS), n = 15

oo

-nI

Коэффициент Ромберга,

Параметр Обозн Основная стойка, глаза открыты Поворот головы влево Поворот головы вправо Основная стойка, глаза закрыты Поворот головы влево, глаза закрыты Поворот головы вправо, глаза закрыты

М m М m М m М m М m М m

Средне квадратичеекое отклонение ОЦД в фронтальной плоскости х (мм) 8,6 0,82 8,59 0,55 11,2 1,16 1,39 0,43 21,93 1,39 16,82 0,43

Средне квадратичеекое отклонение ОЦД в сагиттальной плоскости у (мм) 14,33 2,16 14,24 1,13 14,03 2,48 0,9 1,71 19,82 0,9 19,35 1,71

Скорость ОЦД V (мм/с) 11,79 0,14 11,85 0,19 11,92 0,46 0,76 0,64 20,9 0,76 17,97 0,64

Уровень 60% мощности спектра во фронтальной xf (Гц) 0,53 0,01 0,36 0,03 0,49 0,03 0,01 0,02 0,41 0,01 0,34 0,02

Уровень 60% мощности спектра в сагиттальной yf (Гц) 0,78 0,04 0,63 0,07 0,44 0,03 0,02 0,02 0,69 0,02 0,47 0,02

Площадь статокинезиограммы 90 S90 (мм 2) 74,2 7,82 73,49 3,68 76,47 13,12 10,04 8,65 151,86 10,04 123,1 8,65

Отношение длины элипе а к его ширине Le-We (ед) 1,27 0,04 1,25 0,04 1,38 0,05 0,02 0,04 1,1 0,02 1,25 0,04

Отношение длины статокинезиограммы к ее площади LFS90 (1/мм) 5,95 0,5 5,2 0,25 6,26 0,22 0,39 0,16 4,79 0,39 4,68 0,16

Уровень 60% мощности спектра по вертикальной xfZ% (Гц) 5,24 0,14 5,5 0,12 5,7 0,16 0,08 0,03 5,7 0,08 5,11 0,03

Показатель стабильности Stab (%) 94,01 0,31 93,92 0,18 93,56 0,37 0,27 0,39 91,88 0,27 92,02 0,39

Индекс устойчивости ИУ (ед) 34,04 0,4 34,01 0,59 33,85 0,52 0,83 0,74 20,17 0,83 22,9 0,74

Динамический компонент равновесия ДК (ед) 65,96 0,4 65,99 0,59 66,15 0,52 0,83 0,74 79,83 0,83 77,1 0,74

Среднее положение ОЦД во фронтальной Хе (мм) -4,83 1,32 -7,28 1,4 -2,60 1,23 0,37 1,24 -6,56 0,37 -2,28 1,24

Среднее положение ОЦД в сагиттальной Ye (мм) 4,63 2,31 2,69 2,07 -0,18 1,62 1,37 1,51 5,8 1,37 0,7 1,51

?

Ö) Ф 00

Ь

Ь

t §

CD

ь

г

s

ф 00 a>

Ь

Ь

§

£ о-

s

ф

£ О Cc

с

ll

§1 о ф

CV) о

s §

CD

s ^ 2 ъ

Cc a,

<p 3

ii M

соответствуют или приведению (+) или отведению (-) от нейтрального положения, а стопы - супинация: приведение стопы относительно голени (+), пронация - отведение стопы относительно голени (-). Нейтральное положение суставов нижней конечности детерминирует перпендикулярно вертикаль к поверхности опоры, проходящую через центы суставов (тазобедренного, коленного, голеностопного).

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 больше-берцовой 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 по-стуральный 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 (дис-тальные), обуславливающее нарушения по-стурального 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 околопредельных нагрузок могут ухудшать эффективность сенсорной импульсации и статоки-нетической устойчивости.

Нейрофизиология баланса в основной стойке спортсмена заключается в том, что по-стуральная 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 Я.Л. Би Ра8-дшег й а1. (2003), наибольшей повторяемостью обладает параметр площади статокине-зиограммы. Итак, показатели оказались противоречивыми.

Математические девиации ЦД в соответствии с рекомендациями В1еео е! а1. (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 де-синхронизация, 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 Са2+ из саркоплазматического рети-кулума. 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.

Литература

1. Витензон, А.С. От естественного к искусственному управлению локомоциями /

A.С. Витензон, К.А. Петрушанская. - М.: НМФ «МБН», 2003. - 438 с.

2. Мак-Комас, А.Дж. Скелетные мышцы: моногр. / А.Дж. Мак-Комас. - Киев: Олимп. лит., 2001. - 408 с.

3. Нейрон. Обработка сигналов. Пластичность. Моделирование: Фундаментальное руководство /Ю.И. Александров, К.В. Анохин, Б.Н. Безденежных и др.; под ред. Е.Н. Соколова, В.А. Филиппова, А.М. Черноверизова. -Тюмень: Изд-во Тюменского ГУ, 2008. - 548 с.

4. Селуянов, В.Н. Физическая подготовка футболистов / В.Н. Селуянов, С.К. Сарсания, К. С. Сарсания. - М. : ТВТ Дивизиан, 2004. -192 с.

5. Структурно-функциональные и энергетические особенности постурологических характеристик, состояния позвоночника и состава тела тяжелоатлетов высокой спортивной квалификации / К.А. Алексеев,

B. В. Епишев, А.П. Исаев и др. // Вестник ЮУрГУ. Серия «Образование, здравоохранение, физическая культура». - 2014. - Т. 14, № 31. - С. 43-52.

6. Янда, В. Функциональная диагностика мышц / В. Янда; пер. с серб. - М.: Эксмо, 2010. - 325 с.

7. An adaptive model of sensory integration in a dynamic environment applied to stance control. / H. van der Kooij, R. Jacobs, B. Koop-man, van der Helm F. // Biological Cybernetics. -2001. - № 84(2). - P. 103-115.

8. Donatelli, R. Sports - specific rehabilitation /R. Donatelli. - USA, 2007. - 336p.

9. Gollhofer, A. Importance of core muscle strength for lower limb stabilization / A. Gollhofer, D. Gehring; G. Mornieux // 6 International Congress on Science and Skiing 2013, St. Christoph a. Arlberg. - St. Christoph a. Arlberg, Austria, 2013. - P. 11.

10. Internal models in the control of posture // P.G. Morasso, L. Baratto, R. Capra, G. Spada // Neural Networks. - 1999. - Vol. 12, iss. 7-8. -P. 1173-1180.

11. Is the erect posture in microgravity based on the control of trunk orientation or center of mass position? / J. Massion, K. Popov, J.C. Fabre, et al. // Exp Brain Res. - 1997. -№ 114(2). - P. 384-389.

12. Kavounoudias, A. Foot sole and ankle muscle inputs contribute jointly to human erect

posture regulation / F. Kavounoudias, R. Roll, J.P. Roll // J Physiol. - 2001. - № 532.3. -Р. 869-878.

13. Kavounoudias, A. The plantar sole is a 'dynamometric map' for human balance control / A. Kavounoudias, R. Roll, J.P. Roll // Neuroreport. - 1998. - № 9(14). - P. 3247-3252.

14. Kelly, R.U. Understanding the neuro-physiology of action interpretation in right and left-handed individuals / R.U. Kelly. - 2015. -154 p.

15. Kiemel, T. Slow dynamics of postural sway are in the feedback loop / T. Kiemel, K.S. Oie, J.J. Jeka // Journal of neurophysiology. - 2006. -№ 95(3). - P. 1410-1418.

16. Kluzik, J. Differences in preferred reference frames for postural orientation shown by after-effects of stance on an inclined surface / J. Kluzik, F.B. Horak, R.J. Peterka // Exp Brain Res. - 2005. - № 162(4). - P. 474-489.

17. Kuo, A.D. An optimal state estimation model of sensory integration in human postural balance / A.D. Kuo // J. Neural Eng. - 2005. -№ 2(3). - P. 235-349.

18. Loram, I.D. Human postural sway results from frequent, ballistic bias impulses by so-leus and gastrocnemius /I.D. Loram, G.M. Maga-naris, M. Lakie // J Physiol. - 2005. - № 564.1. -P. 295-311.

19. Morasso, P.G. Can Muscle Stiffness Alone Stabilize Upright Standing? // P.G. Morasso, M. Schieppati // J. Neurophysiol. - 1999. -Vol. 82 (3). - P. 1622-1626.

20. Muscle synergies during shifts of the center of pressure by standing persons: identification of muscle modes / V. Krishnamoorthy, S. Goodman, V. Zatsiorsky, M.L. Latash // Biological cybernetics. - 2003. - № 89 (2). -P. 152-161.

21. Paillard, T. Effects of General and Local Fatigue on Postural Control: A Review / T. Paillard // Neuroscience & Biobehavioral Reviews. - 2012. - Vol. 36. - Р. 162-176.

22. Sport attainment and proprioception / J. Han, J. Anson, G. Waddington, R. Adams // International journal of Sports Science & Coaching. - 2014. - Vol. 9, № 1. - P. 159-170.

23. Stiffness control of balance in quiet standing // D.A. Winter, A.E. Patla, F. Prince et al. // J Neurophysiol. - 1998. - Vol. 80. -P. 1211-1221.

24. The effect of head position and functional status of the cervical spine on body sway in the upright posture / F. Hlavacka, M. Saling,

M. Krizkova et al. // Bratisl. Lek. Listy. - 1992. - control of Human gait / D.A. Winter. - Waterloo, Vol. 93, № 6. - P. 324-327. Ontario: University of Waterloo press, 1991. -

25. Winter, D.A. Biomechanics and motor 143 p.

Исаев Александр Петрович, доктор биологических наук, профессор, директор центра спортивной науки, Южно-Уральский государственный университет, г. Челябинск, isaevap@susu.ac.ru.

Эрлих Вадим Викторович, доктор биологических наук, доцент, директор Института спорта, туризма и сервиса, Южно-Уральский государственный университет, г. Челябинск, erlikhvv@ susu.ac.ru.

Ненашева Анна Валерьевна, доктор биологических наук, профессор, заведующий кафедрой теории и методики физической культуры и спорта, Южно-Уральский государственный университет, г. Челябинск, nenashevaav@susu.ac.ru.

Клещенкова Наталья Евгеньевна, аспирант кафедры теории и методики физической культуры и спорта, Южно-Уральский государственный университет, г. Челябинск, natali-nj@mail.ru.

Кукх Абдул Рахман Ахмед Моса, аспирант кафедры теории и методики физической культуры и спорта, Южно-Уральский государственный университет, г. Челябинск, tmfcs@mail.ru.

Поступила в редакцию 29 апреля 2017 г.

DOI: 10.14529/hsm170309

BIOMECHANICAL CHARACTERISTICS OF MUSCULAR

AND POSTURAL REGULATION OF CONDITIONALLY LIGHTWEIGHT

WEIGHTLIFTERS DURING THE BASIC PERIOD OF TRAINING

A.P. Isaev, isaevap@susu.ac.ru,

V.V. Erlikh, erlikhvv@susu.ac.ru,

A.V. Nenasheva, nenashevaav@susu.ac.ru,

N.E. Kleshchenkova, natali-nj@mail.ru,

Kukkh Abdul Rahman Ahmed Mosa, tmfcs@mail.ru

South Ural State University, Chelyabinsk, Russian Federation

Aim: to assess speed-strength motor capacity of flexors and extensors of knee and hip joints, angles of force applications, and muscular performance in weightlifters. Materials and Methods. Polydynamometer produced by Biodex (USA) allows the basic, comparative, and graphic assessment of joint indicators of the upper and lower limbs (flexion-extension) at an angular speed of 150,120,920 deg/s. We examined 6 weightlifters (body weight 63.00±0.98 kg; body length 173.00±1.75 cm) qualified as Candidates for Master of Sport (n=4) and Master of Sport (n=2), aged 18.22±1.74. Results. Integrative assessment of isokinetic testing revealed that desyncrhonization and imbalance of statokinetic stability starts from the muscle system, its angular, temporal, and rotation characteristics, range of movement, dynamical instability of joints, and receptor ratio of groups of muscles participating in motor actions. These integrations are the trigger that leads to disturbances in supporting systems and shifts in indicators as seen from the comparison of involved and uninvolved elements, joint flexion and extension, and deficiency. Conclusion. The used diagnostic equipment allows the determination of muscular imbalance, assessment of structural and physiological capacity, and estimate biomechanical features including differentiation of efforts at various angular accelerations and force application.

Keywords: biomechanical indicators, stabilometry, balance, angular speed, rotating torque, extension, flexion, deficiency, work, body weight.

References

1. Vitenzon A.S., Petrushanskaya K.A. Ot estestvennogo k iskusstvennomu upravleniyu lokomo-tsiyami [From Natural to Artificial Management of Locomotions]. Moscow, NMF MBN Publ., 2003. 438 p.

2. Mak-Komas A. Dzh. Skeletnye myshtsy: monografiya [Skeletal Muscles. Monograph]. Kiev, Olympic Literature Publ., 2001. 408 p.

3. Aleksandrov Yu.I., Anokhin K.V., Bezdenezhnykh B.N., Sokolova E.N., Filippova V.A., Cher-noverizova A.M. Neyron. Obrabotka signalov. Plastichnost'. Modelirovanie: Fundamental'noe ruko-vodstvo [Neuron. Signal Processing. Plastic. Modeling. The Fundamental Guide]. Tyumen', Tyumen State University Publ., 2008. 548 p.

4. Seluyanov V.N., Sarsaniya S.K., Sarsaniya K.S. Fizicheskaya podgotovka futbolistov [Physical Training of Players]. Moscow, TVT Divizian Publ., 2004. 192 p.

5. Alekseev K.A., Epishev V.V., Isaev A.P., Khomenko R.V., Sumak E.N. [Structural and Functional and Energy Features of Postural Characteristics, Spine and Body Composition of Weightlifters of High Sports Qualification]. Bulletin of South Ural State University. Ser. Education, Healthcare Service, Physical Education, 2014, vol. 14, no. 31, pp. 43-52.

6. Yanda V. Funktsional'naya diagnostika myshts [Functional Diagnostics of Muscles], serbian translation. Moscow, Eksmo Publ., 2010. 325 p.

7. Van der Kooij H., Jacobs R., Koopman B., van der Helm F. An Adaptive Model of Sensory Integration in a Dynamic Environment Applied to Stance Control. Biological Cybernetics, 2001, no. 84 (2), pp. 103-115.

8. Donatelli R. Sports - Specific Rehabilitation. U.S.A. 2007. 336 p.

9. Gollhofer A., Gehring D., Mornieux G. Importance of Core Muscle Strength for Lower Limb Stabilization. 6 International Congress on Science and Skiing 2013, St. Christoph a. Arlberg. St. Christoph a. Arlberg, Austria, 2013. 11 p.

10. Morasso P.G., Baratto L., Capra R., Spada G. Internal Models in the Control of Posture. Neural Networks, 1999, vol. 12, iss. 7-8, pp. 1173-1180. DOI: 10.1016/S0893-6080(99)00058-1

11. Massion J., Popov K., Fabre J.C., Rage P., Gurfinkel V. Is the Erect Posture in Microgravity Based on the Control of Trunk Orientation or Center of Mass Position? Exp Brain Res., 1997, no. 114 (2), pp. 384-389.

12. Kavounoudias A., Roll R., Roll J.P. Foot Sole and Ankle Muscle Inputs Contribute Jointly to Human Erect Posture Regulation. J Physiol, 2001, no. 532.3, pp. 869-878. DOI: 10.1111/j.1469-7793.2001.0869e.x

13. Kavounoudias A., Roll R., Roll J.P. The Plantar Sole is a 'Dynamometric Map' for Human Balance Control. Neuroreport, 1998, no. 9 (14), pp. 3247-3252.

14. Kelly R.U. Understanding the Neurophysiology of Action Interpretation in Right and Left-Handed Individuals. 2015. 154 p.

15. Kiemel T., Oie K.S., Jeka J.J. Slow Dynamics of Postural Sway are in the Feedback Loop. Journal of Neurophysiology, 2006, no. 95 (3), pp. 1410-1418.

16. Kluzik J., Horak F.B., Peterka R.J. Differences in Preferred Reference Frames for Postural Orientation Shown by After-Effects of Stance on an Inclined Surface. Exp Brain Res, 2005, no. 162 (4), pp.474-489.

17. Kuo A.D. An Optimal State Estimation Model of Sensory Integration in Human Postural Balance. J. Neural Eng., 2005, no. 2(3), pp. 235-349.

18. Loram I.D., Maganaris G.M., Lakie M. Human Postural Sway Results From Grequent, Ballistic Bias Impulses by Soleus and Gastrocnemius. J Physiol, 2005, no. 564.1, pp. 295-311. DOI: 10.1113/jphysiol.2004.076307

19. Morasso P.G., Schieppati M. Can Muscle Stiffness Alone Stabilize Upright Standing? J. Neu-rophysiol, 1999, vol. 82 (3), pp. 1622-1626.

20. Krishnamoorthy V., Goodman S., Zatsiorsky V., Latash M.L. Muscle Synergies During Shifts of the Center of Pressure by Standing Persons: Identification of Muscle Modes. Biological Cybernetics, 2003, no. 89 (2), pp. 152-161.

21. Paillard T. Effects of General and Local Fatigue on Postural Control: A Review. Neuroscience & BiobehavioralReviews, 2012, vol. 36, pp. 162-176. DOI: 10.1016/j.neubiorev.2011.05.009

22. Han J., Anson J., Waddington G., Adams R. Sport Attainment and Proprioception. International Journal of Sports Science & Coaching, 2014, vol. 9, no. 1, pp. 159-170. DOI: 10.1260/1747-9541.9.1.159

23. Winter D.A., Patla A.E., Prince F., Ishac M., Gielo-Perczak K. Stiffness Control of Balance in Quiet Standing. J Neurophysiol., 1998, vol. 80, pp. 1211-1221.

24. Hlavacka F., Saling M., Krizkova M. The Effect of Head Position and Functional Status of the Cervical Spine on Body Sway in the Upright Posture. Bratisl. Lek. Listy, 1992, vol. 93, no. 6, pp.324-327.

25. Winter D.A. Biomechanics and Motor Control of Human Gait. Waterloo, Ontario: University of Waterloo press, 1991. 143 p.

Received 29 April 2017

ОБРАЗЕЦ ЦИТИРОВАНИЯ

FOR CITATION

Биомеханические характеристики мышечной и постурологической регуляции тяжелоатлетов условной легкой весовой категории в базовом периоде подготовки / А.П. Исаев, В.В. Эрлих, А.В. Ненашева и др. // Человек. Спорт. Медицина. - 2017. - Т. 17, № 3. -С. 76-93. Б01: 10.14529/Ь8ш170309

Isaev A.P., Erlikh V.V., Nenasheva A.V., Kle-shchenkova N.E., Kukkh Abdul Rahman Ahmed Mosa. Biomechanical Characteristics of Muscular and Postural Regulation of Conditionally Lightweight Weightlifters During the Basic Period of Training. Human. Sport. Medicine, 2017, vol. 17, no. 3, pp. 76-93. (in Russ.) DOI: 10.14529/hsm170309