Method Article

Оценка нервно функции, используя Чрескожная стимуляция нервов Электрическая

DOI:

10.3791/52974

⸱

September 13th, 2015

 ,  ,  , 
1INSERM U1093, Faculty of Sport Sciences, Univ. Bourgogne Franche–Comté, 2Neural Control of Movement Laboratory, School of Medicine, Faculty of Science, Medicine and Health, University of Wollongong

In This Article

Summary

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

Мы представляем протокол для оценки изменений в нервно-мышечной функции. Чрескожная электрическая стимуляция нервов является неинвазивным методом, который вызывает мышечные реакции. Электрофизиологические и механические свойства этих реакций позволяют оценить нервно-мышечную функцию от мозга к мышцам (надспинальный, спинальный и периферический уровни).

Abstract

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

Чрескожная электрическая стимуляция нервов - это неинвазивный метод, обычно используемый для оценки нервно-мышечной функции от мозга к мышцам (надспинальный, спинальный и периферический уровни). В настоящем протоколе описывается, как этот метод может быть использован для стимуляции заднего большеберцового нерва, который активирует подошвенные мышцы-сгибатели. Чрескожная электрическая стимуляция нерва заключается в индуцировании электрического стимула к двигательному нерву, чтобы вызвать мышечную реакцию. Прямые (М-зубец) и/или непрямые (Н-рефлекс) электрофизиологические реакции могут быть зарегистрированы в состоянии покоя с помощью поверхностной электромиографии. Механические реакции (крутящий момент) могут быть количественно измерены с помощью эргометра сила/крутящий момент. М-зубец и подергивающий момент отражают нервно-мышечную передачу и связь возбуждения-сокращения, в то время как H-рефлекс обеспечивает показатель возбудимости позвоночника. Активность ЭМГ и механические (наложенные подергивания) реакции также могут быть зарегистрированы во время максимальных произвольных сокращений для оценки уровня произвольной активации. Чрескожная стимуляция нервов обеспечивает оценку нервно-мышечной функции у человека и особенно полезна для исследований, оценивающих нервно-мышечную пластичность после острых (усталость) или хронических (тренировка/детренированность) упражнений.

Introduction

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

Чрескожная электрическая стимуляция нервов широко используется для оценки нервно-мышечной функции 1. Основной принцип состоит индуцировать электрический стимул к периферийному двигательного нерва, чтобы вызвать мышечное сокращение. Механическая (измерение крутящего момента) и электрофизиологические (электромиографический деятельность) ответы одновременно записываются. Крутящий момент, записано в рассматриваемом суставе, оценивается с помощью велоэргометр. Электромиографического (ЭМГ) сигнал, записанный с помощью электродов на поверхности была продемонстрирована представлять активности мышц 2. Это неинвазивный метод не является болезненным и более легко реализованы, чем внутримышечных записей. Оба Монополярные и биполярные электроды могут быть использованы. Монополярной конфигурации электродов, как было показано, чтобы быть более чувствительны к изменениям в мышечной активности 3, которые могут быть полезны для малых мышц. Тем не менее, биполярные электроды были показаны, чтобы быть более эффективными в улучшении R сигнал-шумATIO 4 и наиболее часто используется в качестве метода записи и количественной единицы двигательной активности. Методология описано ниже будет сосредоточиться на биполярных записей. ЭМГ-активность является показателем эффективности и целостности нервно-мышечной системы. Использование чрескожной стимуляции нерва предлагает более полное представление нервно-мышечной функции, т.е. изменения в мышечной, спинного или сверх-спинальная уровне (рисунок 1).

figure-introduction-1
Рисунок 1:. Обзор нервно измерений СТИМ: стимуляция нервов. ЭМГ: Электромиография. VAL: Добровольное Уровень активации. RMS: Root Mean Square. М макс: амплитуда Максимальный М-волны.

В состоянии покоя, соединение мышцы потенциал действия, также называемый М-волны, является коротким латентность реакции наблюдалось после стимул артефакт, и представляет возбудимой мышечной массы по прямой эк вания двигательных аксонов из ведущих в мышцы (рис 2, номер 3). Амплитуда М-волны не увеличивается с интенсивностью до достижения плато максимального значения. Этот ответ, называемый М макс, представляет собой синхронную суммирование всех двигательных единиц и / или мышечных волокон потенциалов действия, записанных при поверхностных ЭМГ электродов 5. Эволюция амплитуды волны или области пик-пик используется для идентификации изменения нервно-мышечной передачи 6. Изменение механических реакций, связанных с М-волны, т.е. пикового крутящего момента мышечных сокращений / силу, может быть связано с изменениями в мышечной возбудимости и / или в течение мышечных волокон 7. Ассоциация м Макс амплитуды и пиковой амплитуды дергаться момента (отношение Pt / м) обеспечивает индекс электромеханического эффективности мышцы 8, т.е. механической реакции для данного электрооборудования команды двигателя.

52974 / 52974fig2.jpg "/>
Рисунок 2:. Мотор и рефлексивные пути активированные нерва Электростимуляция смешанной (двигатель / сенсорной) нерва (STIM) индуцирует деполяризацию как двигателя аксона и Ia афферентного стрельбы. Деполяризация Ia афферентов к спинной мозг активирует альфа мотонейронов, которые в свою очередь вызывает реакцию в H-рефлекс (путь 1 + 2 + 3). В зависимости от интенсивности стимула, двигатель аксонов деполяризация вызывает прямое мышечное ответ: M-WAVE (тропинка 3). В максимальной интенсивности М-волны, А.Н. Антидромная тока генерируется также (3 ') и сталкивается с рефлекторной залпа (2). Это столкновение частично или полностью отменяет H-рефлекса.

H-рефлекс является электрофизиологические реакции используется для оценки изменений в Ia-альфа двигательных нейронов синапс 9. Этот параметр может быть оценена в покое или при добровольных сокращений. Н-рефлекс представляет собой вариант рефлекса растяжения (рис 2, нюmber 1-3). H-рефлекс активирует двигательные единицы моносинаптически завербованных Ia афферентных путей 10,11, и может быть подвергнут периферических и центральных влияний 12. Способ вызывая Н-рефлекса, как известно, имеют высокий внутри субъекта для оценки надежности спинного возбудимость в покое и во время 13,14 изометрических сокращений 15.

Во время произвольного сокращения, величина добровольной нервной диск может быть оценена с помощью амплитуды сигнала ЭМГ, как правило, количественно, используя среднеквадратичное (RMS). RMS ЭМГ широко используется средство количественной оценки уровня возбуждения двигательной системы во время произвольного сокращения (рис 1). Из-за внутри- и межпредметных изменчивости 16 ЭМГ RMS должен быть нормализованы с помощью ЭМГ, записанной во время мышечной конкретных максимального произвольного сокращения (RMS EMGmax). Кроме того, из-за изменения в ЭМГ сигнал может бе из-за изменений в периферийном уровне, нормализации, используя периферийное параметр, например, как М-волны требуется оценить только центральную составляющую сигнала ЭМГ. Это может быть сделано путем деления RMS ЭМГ с максимальной амплитудой или RMS Mmax М-волны. Нормализация с помощью RMS Mmax (т.е. RMS ЭМГ / RMS Мтах) является предпочтительным методом, так как учитывает возможное изменение длительности М-волны 17.

Моторных команд могут также быть оценены путем расчета добровольное уровень активации (значение). Это метод, с помощью наложения на электрическую стимуляцию интенсивности М макс во время максимального произвольного сокращения использует технику подергивание интерполяции 18. Дополнительный крутящий момент, индуцированный стимулирования нерва по сравнению с контрольной подергивание производимого идентичной нерва в расслабленном потенцированной мышцы 19. Чтобы оценить максимальный VAL, оригинальный дергаться interpoТехника таже описана Мертон 18 включает в себя один стимул интерполированное по добровольному сокращению. В последнее время использование парной стимуляции становится все более популярным, так как приращения вызванных крутящего момента больше, более легко обнаружить, и менее изменчивы по сравнению с одиночными ответов стимуляции 20. Вал-обеспечивает индекс способности центральной нервной системы максимально активации работающих мышц 21. В настоящее время, ВАЛ оценивается с использованием метода интерполяции подергивание это наиболее ценный метод оценки уровня активации 22 мышц. Кроме того, максимальный крутящий момент оценивается с использованием велоэргометр является наиболее изучен сила параметр тестирование применяется в использовании в научных исследованиях и клинических условиях 23.

Электрическая стимуляция нерва может быть использован в различных мышечных групп (например локтевых сгибателей, сгибателей запястья, коленных разгибателей подошвенные сгибатели,). Тем не менее, нервов доступность делаетТехника сложно в некоторых групп мышц. Подошвенной сгибателей мышц, особенно Трицепс голени (камбаловидной и gastrocnemii) мышцы, часто исследовали в литературе 24. В самом деле, эти мышцы участвуют в передвижении, оправдывая их особый интерес. Расстояние между стимуляции сайте и регистрирующих электродов позволяет идентифицировать различные вызванных волнами трицепс голени мышц. Поверхностный часть задней большеберцовой нерва в подколенной ямке и большое количество шпинделей легче записать рефлекторных реакций по сравнению с другими мышцами 24. По этим причинам, в настоящее время представлены рефлекс методология фокусируется на трицепс голени группы мышц (камбаловидной и икроножной). Целью этого протокола является, следовательно, для описания чрескожной стимуляции нерва технику, чтобы исследовать нервно функции в трицепс голени.

Access restricted. Please log in or start a trial to view this content.

Protocol

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

Экспериментальные процедуры, описанные получил одобрение этического Институциональная и в соответствии с Хельсинкской декларацией. Данные были собраны из репрезентативной участника, который был в курсе процедур и дал свое письменное информированное согласие.

1. Подготовка прибора

  1. Очистите кожу в месте электрода бритья, и удалить грязь с алкоголем, чтобы получить низкий импеданс (<5 кОм).
  2. Поместите два поверхностных электродов AgCl (запись диаметром 10 мм) на 2/3 линии между медиальной condylis бедренной кости к медиальной лодыжки для камбаловидной мышцы; на самом видном выпуклость мышцы для медиальной головки икроножной; на 1/3 расстояния вдоль линии между головкой малоберцовой кости и пятке для боковой икроножной; и на 1/3 расстояния вдоль линии между наконечником малоберцовой кости и кончиком медиальной лодыжки на передней большеберцовой мышцы, с Интерэлектроде Расстояние (от центра до центра) 2 см, в соответствии с рекомендациями SENIAM 30.
    Примечание: мышечные электроды камбаловидной должны быть расположены под дистального вставки gastrocnemii мышц для того, чтобы они не записи активности от руководителей gastrocnemii мышц (перекрестных помех).
  3. Поместите электрод сравнения в центральном положении по той же ноги (между стимуляцией и записи сайтов).
  4. Регулируют высоту и глубину кресла, чтобы получить угол лодыжки 90 ° (0 ° = полный подошвенного сгибания), так что камбаловидной мышцы и gastrocnemii не растягивается и Н-рефлекс не изменяется 11,12.
    1. Установите угол колена при 90 ° (0 ° = полное выдвижение колено) из-за двухсуставной природы gastrocnemii мышц. Тем не менее, оптимальный угол лодыжки проведение максимального крутящего момента добровольного подошвенной сгибателей 70-80 ° (0 ° = полная подошвенное сгибание) 26. Таким образом, угол голеностопного будет зависеть от пметр интереса (электрофизиологические против механических записей).
      Примечание: Независимо от выбранного начального угла, она должна оставаться постоянной в течение всего эксперимента, чтобы стандартизировать нервно возбудимость 11,12,27,28.
    2. Обратите особое внимание при мониторинге осанку испытуемых во время теста, чтобы сохранить постоянные кортико-вестибулярные влияния на возбудимость двигательной бассейн 29.
  5. Плотно ремень лодыжки к эргометром, с анатомической оси соединения (наружной лодыжки) совмещена с осью вращения эргометром 25.
    1. Есть давление предметом оказывают на подножку прилагается к велоэргометре для записи подошвенной сгибателей крутящего момента. Держать ноги неподвижно в течение всего эксперимента, так что небольшие изменения в крутящего момента может быть обнаружен.
  6. Примечание: В некоторых случаях, пятка может поднять немного от силы пластины, если стопы и голеностопного сустава не обеспечены, которые могут леобъявления к неполному передачи момента от пластины. Рисунок 3 представляет собой описание экспериментальной установки.

figure-protocol-1
Рисунок 3:. Экспериментальная установка Классическая экспериментальная установка для записи электромиографические (ЭМГ) и крутящий момент сигналы.

  1. Подключите электроды к усилителю с кабелями.
  2. Установите частоту дискретизации для измерения крутящего момента и ЭМГ до 2-5 кГц. Запишите сигнал EMG, используя (AD) система преобразования аналого-цифровой. Сигнал отображается на мониторе с системой сбора данных, которая мгновенно дает значения ряда параметров (например, максимальное значение, амплитуда пика до пика, продолжительность). Спектр сигнала ЭМГ может составлять от 5 Гц и 2 кГц частот, но, в основном, содержал от 10 Гц до 1 кГц 31. Таким образом, частота дискретизации должна быть достаточно высокой, чтобы сохранить форму сигнала дурьвремя записи ЭМГ. Amplify и фильтровать сигналы ЭМГ (усиления = 500-100), используя частоту полосы пропускания между 10 Гц и 1 кГц 8,21,32.
  3. Поместите анод для электрической стимуляции через связки надколенника.
  4. Определить лучший сайт стимуляции задней большеберцовой нерва, чтобы получить оптимальный камбаловидной H рефлекс для заданной интенсивности, используя ручной электронно мяч электрод в подколенной ямке. Проверить несколько сайтов стимуляции с катодом шаровой электрод, пока максимальное значение H рефлекса пока не будет достигнута.
    1. Запись передней большеберцовой ЭМГ-активность для того, чтобы общий малоберцовый нерв не активирован, чтобы избежать влияния от антагониста Ia афферентов 12. Установите ширину импульса на 1 мс, чтобы обеспечить оптимальную активацию нервных волокон, особенно афферентных волокон 10.
  5. Поставьте самоклеящейся AgCl катод на месте сайта стимуляции, чтобы обеспечить постоянное состояние стимул (например, давление, Orientвания).
    Примечание: Все эти параметры (субъектной позиции, размещение электродов и стимулирование сайт) не изменится для оценки различных электрофизиологических измерений. Только интенсивность стимуляции, и условие (остальное по сравнению с сокращением) различаются.

2. Процедуры тестирования на отдых

  1. Поручить тему оставаться расслабленным и сохранять его / ее мышцы в покое.
  2. Регулировка интенсивности стимуляции, чтобы получить максимальное камбаловидной H-рефлекс амплитуда (ч; обычный диапазон: 20-50 мА). М-волна камбаловидной мышцы может наблюдаться при H макс интенсивности.
    Примечание: Для повторных измерений (например до и после утомительного протокола), оптимальной интенсивности, чтобы получить максимальную реакцию H может изменяться в ходе сессии. Как поддержание постоянной интенсивности может привести к недооценке амплитуды Н мах, рекомендуется, что экспериментатор регулярно пересматривает чИнтенсивность 33.
  3. Запишите минимум 3 камбаловидной ответов Н-рефлекторных на этой интенсивности с минимальным интервалом 3 сек, чтобы избежать после активации депрессии 34.
    Примечание: Несмотря на то, записи нескольких ответов больше подходит из-за конкретного чувствительности Н-рефлекс, один стимуляция может быть достаточно в некоторых случаях, например, при попытке избежать последствий быстрого восстановления (например, во время утомительного протокола).
  4. Увеличение интенсивности стимуляции, чтобы получить максимальную амплитуду камбаловидной М-волны (м Макс; обычный диапазон: 40-100 мА). Как правило, устанавливается приращение интенсивности стимуляции на 2-4 мА, с интервалом 8-10 сек в между двумя стимулами 12,35. Желаемой интенсивности достигается, когда М макс получается, и не может наблюдаться не Н-рефлекторный ответ.
  5. Установите окончательное интенсивность до 120-150% от м Макс интенсивности стимула для того, чтобы М-волна достигает плато максимального значения. Это Intensiти называется сверхмаксимальном интенсивность в инструкции ниже.
  6. Держите интенсивность постоянной стимуляции для камбаловидной М-волновых записей на протяжении всей сессии.
  7. Запись 3 камбаловидной M-волны и 3, связанные сокращающиеся моменты в этой интенсивности.

3. Процедуры испытаний в процессе произвольного сокращения

  1. В разминке, попросите предмет для выполнения 10 краткие и не утомительное субмаксимальные сокращения подошвенной сгибателей, с несколько секунд отдыха между каждым из сокращений. В конце разминки, взять минимальный 1 мин отдых, чтобы избежать каких-либо утомительных эффектов 11.
  2. Непрерывная запись трицепс голени ЭМГ-активность. Запись камбаловидной мышцы и gastrocnemii позволяет проводить анализ поведения различных типологий мышц для одного сайта стимуляции 24.
  3. Поручить предмет для выполнения изометрической максимальной добровольное сокращение (MVC) подошвенной сгибателей. Предметом должен нажать так сложно, как возБле против велоэргометре договаривающимися его подошвенные мышцы сгибателей. Дайте визуальную обратную связь к предмету во время усилия, и стандартизированный словесное поощрение 19. MVC достигается, когда наблюдается плато.
  4. Доставить парной стимуляции (100 Гц) частот на сверхмаксимальном интенсивности во время плато MVC (накладываются дублетного), а другой парной стимуляции, когда мышцы расслаблены полностью сразу после сокращения (потенцирует дублет), чтобы оценить уровень добровольного активации. Поставьте эту парной стимуляции через конкретного устройства (например, Digitimer D185 Multipulse Стимулятор) или с помощью программы стимулирования, связанного с одной стимулятора импульса.
  5. Поручить предмет для выполнения второй MVC подошвенной сгибателей, по крайней мере 1 мин отдыха между каждой попытке 11. Если максимальный крутящий момент от второго процесса не находится в пределах 5% от первого, дополнительные испытания должны быть выполнены 36. Наибольший крутящий момент достигаетсяпредметом берется в качестве крутящего момента MVC.

Анализ данных 4.

  1. Анализ данных на отдых
    1. Выберите окно времени в том числе ответ EMG, связанного с дергаться в покое (H-волны или М-волны).
    2. Измерьте продолжительность амплитуда пика до пика, пика до пика, и / или область волн (рис 4А). Если амплитуда не прямо предусмотрено программное обеспечение, вычесть минимум к максимальным значениям.
      1. По продолжительности, измерения времени, начиная с кадра за максимальным и заканчивая минимальной пика. Для области, вычислить интеграл от сигнала ЭМГ с начала волны и заканчивая в конце волны.
        Примечание: амплитуда пика до пика может отражать: 1) нервно-мышечной передачи, 2) блок двигателя потенциала действия амплитуда и / или 3) временная дисперсия двигателя единицу действия потенциального 37. Продолжительность М-волна отражает распространение нервно 37.
        2. ол>
    3. Для нескольких испытаний, вычислить среднее волн. Если средняя не может быть прямо предусмотрено с помощью программного обеспечения, использование электронных таблиц (например, функция формула в программу электронных таблиц), чтобы рассчитать это значение из нескольких исследованиях (по крайней мере, 3).
    4. Выберите отдыхает подергивание.
    5. Измерьте максимальный крутящий момент, связанный с отдыха дергаться (рис 4В).
    6. Для нескольких испытаний, вычислить среднюю максимальный крутящий момент отдыхающих дергается. Если средняя не может быть прямо предусмотрено с помощью программного обеспечения, использование электронных таблиц (например, функция формула в программу электронных таблиц), чтобы рассчитать это значение из нескольких исследованиях (по крайней мере, 3).
    7. Повторите эти действия, описанные в пункте 4.1.2 для других желаемых параметров (время сокращения или тайм-релаксации). Анализ показателей сокращающихся обеспечивает показания в отношении возбуждения сокращения эффективности связи 17. В частности, договориона Время обеспечивает индекс сжатия кинетики 8, которая может зависеть от выбранной группы мышц 38.
    8. Рассчитать соотношение между максимальным крутящим моментом и суммы М-волн с использованием электронных таблиц (например, Excel), для количественной оценки эффективности электромеханического (Р T / M). Как механические ответы, вызванные задней большеберцовой нерва соответствуют активации Трицепс голени в целом, амплитуды и камбаловидной gastrocnemii М-волн должны быть подведены 39.

figure-protocol-2
Рисунок 4: Объяснение электрофизиологических и механических реакций (А) Измерение пик-пик амплитуды (мВ), задержки (мс) и площадь (mV.ms) типичного М-волны.. (Б) Измерение максимального крутящего момента подергивание (нм), время сжатия (мс) и время релаксации наполовину (мс) из подергивание.

  1. Анализ данных в сокращении
    1. Выберите 500 мс времени окно камбаловидной ЭМГ активности в ходе плато MVC крутящего момента в том числе максимального крутящего момента, но исключая время между стимуляцией артефакта и в конце периода молчания ЭМГ. Молчаливый период соответствует подавления постоянной добровольной деятельности ЭМГ после стимуляции.
    2. Если среднеквадратичное (RMS) не прямо предусмотрено программное обеспечение, рассчитать среднеквадратичное количественно EMG деятельность, используя следующую формулу 40: RMS ЭМГ
      figure-protocol-3
    3. Измерить или рассчитать RMS М макс в покое в течение срока волны.
    4. Рассчитайте соотношение RMS ЭМГ / RMS Mmax, используя редактор электронных таблиц.RMS значение ЭМГ и СКЗ Мтах должны быть выбраны из той же мышцы.
    5. Измерьте максимальную максимальный крутящий момент в MVC от базовой крутящего момента в покое до максимального значения MVC исключая наложенного крутящего момента, вызванного дублетного стимуляции (рис 5).
    6. Измерьте накладывается крутящий момент, вызываемый стимуляцией дублетного течение MVC, от добровольного значения крутящего момента в начале стимуляции до пика вызванной реакции (рис 5).
    7. Выберите потенцированной камзол.
    8. Измерьте максимальный крутящий момент, связанный с потенцированного дублета.
    9. Рассчитать добровольного уровень активации (VAL), используя следующую формулу 40:
      figure-protocol-4

figure-protocol-5
Рисунок 5: Измерение накладываются ипотенцирует камзол на механической сигнала. Для записи накладывается пиковый крутящий момент (PTS), стимуляция дублет вызывается во время плато изометрического сокращения максимального добровольного (MVC). Для записи потенциируют максимальный крутящий момент (Pt P), стимуляция дублет вызвали в покое после того, как смещение MVC.

Access restricted. Please log in or start a trial to view this content.

Results

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

Увеличение интенсивности стимула приводит к другому эволюции амплитуд реагирования между Н- и М-волн. В остальном, Н-рефлекс достигает максимального значения, прежде чем полностью отсутствует сигнал EMG, в то время как М волна постепенно увеличивается до достижения плато на максимальной интенсивности (см рисунок 4 для графического изображением M-волны и рисунке 6 для эволюции М-волн и Н-рефлекса с интенсивностью). Для камбаловидной мышцы, задержка между началом и стимулом М-волны около ...

Access restricted. Please log in or start a trial to view this content.

Discussion

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

Чрескожная стимуляция нервов позволяет количественно многочисленных характеристик нервно-мышечной системы не только понять фундаментальную контроль функции нейромоторного в здоровых людях, но и быть в состоянии анализировать острые или хронические адаптации через усталость или обучение 17. Это очень выгодно, особенно для утомительных протоколов, где измерения должны быть выполнены как можно скорее после завершения упражнений, чтобы избежать последствий быстрого восстановления 42.

Access restricted. Please log in or start a trial to view this content.

Disclosures

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

Авторам нечего раскрывать.

Acknowledgements

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

У авторов нет благодарностей.

Access restricted. Please log in or start a trial to view this content.

Materials

List of materials used in this article
NameCompanyCatalog NumberComments
ДинамометрBiodex Biodex Medical System Inc., Нью-Йорк, СШАwww.biodex.com
MP150 Система сбора данныхBiopac Systems Inc., Голета, США
Подтвердите 4.1.0 программное обеспечениеBiopac Systems Inc., Голета, СШАwww.biopac.com
DS7A Высоковольтный стимулятор постоянного токаDigitimer, Хартфордшир, Великобритания<a href="http://www.digitimer.com/">www.digitimer.com
Поверхностные электроды из хлорида серебраControl Graphique Medical, Brie-Comte-Robert, France
Computer
1 Кабель для подключения Biodex к MP150
1 Кабель для подключения Digitimer к MP150
1 Кабель для подключения MP150 к компьютеру

References

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,
  1. Desmedt, J. E., Hainaut, K. Kinetics of myofilament activation in potentiated contraction staircase phenomenon in human skeletal muscle. Nature. 217 (5128), 529-532 (1968).
  2. Bouisset, S., Maton, B. Quantitative relationship between surface EMG and intramuscular electromyographic activity in voluntary movement. American Journal of Physical Medicine. 51 (6), 285-295 (1972).
  3. Gabriel, D. A. Effects of monopolar and bipolar electrode configurations on surface EMG spike analysis. Medical Engineering and Physics. 33 (9), 1079-1085 (2011).
  4. Merletti, R., Rainoldi, A., Farina, D. Surface electromyography for noninvasive characterization of muscle. Exercise and Sport Sciences Reviews. 29 (1), 20-25 (2001).
  5. Lepers, R. Aetiology and time course of neuromuscular fatigue during prolonged cycling exercises. Science, & Motricité. 52, 83-107 (2004).
  6. Baudry, S., Klass, M., Pasquet, B., Duchateau, J. Age related fatigability of the ankle dorsiflexor muscles during concentric and eccentric contractions. European Journal of Applied Physiology. 100 (5), 515-525 (2007).
  7. Place, N., Yamada, T., Bruton, J. D., Westerblad, H. Muscle fatigue From observations in humans to underlying mechanisms studied in intact single muscle fibres. European Journal of Applied Physiology. 110 (1), 1-15 (2010).
  8. Scaglioni, G., Narici, M. V., Maffiuletti, N. A., Pensini, M., Martin, A. Effect of ageing on the electrical and mechanical properties of human soleus motor units activated by the H reflex and M wave. The Journal of Physiology. 548 (Pt. 2), 649-661 (2003).
  9. Schieppati, M. The Hoffmann reflex a means of assessing spinal reflex excitability and its descending control in man. Progress in Neurobiology. 28 (4), 345-376 (1987).
  10. Pierrot Deseilligny, E., Burke, D. The circuitry of the human spinal cord: its role in motor control and movement disorders. , Cambridge University Press. (2005).
  11. Duclay, J., Pasquet, B., Martin, A., Duchateau, J. Specific modulation of corticospinal and spinal excitabilities during maximal voluntary isometric shortening and lengthening contractions in synergist muscles. The Journal of Physiology. 589 (Pt. 11), 2901-2916 (2011).
  12. Grosprêtre, S., Papaxanthis, C., Martin, A. Modulation of spinal excitability by a sub threshold stimulation of M1 area during muscle lengthening. Neuroscience. 263, 60-71 (2014).
  13. Mynark, R. G. Reliability of the soleus H reflex from supine to standing in young and elderly. Clinical Neurophysiology. 116 (6), 1400-1404 (2005).
  14. Palmieri, R. M., Hoffman, M. A., Ingersoll, C. D. Intersession reliability for H reflex measurements arising from the soleus peroneal and tibialis anterior musculature. The International Journal of Neuroscience. 112 (7), 841-850 (2002).
  15. Chen, Y. S., Zhou, S., Cartwright, C., Crowley, Z., Baglin, R., Wang, F. Test retest reliability of the soleus H reflex is affected by joint positions and muscle force levels. Journal of Electromyography and Kinesiology. 20 (5), 987-987 (2010).
  16. Lehman, G. J., McGill, S. M. The importance of normalization in the interpretation of surface electromyography A proof of principle. Journal of Manipulative and Physiological Therapeutics. 22 (7), 444-446 (1999).
  17. Lepers, R. Interest and limits of percutaneous nerve electrical stimulation in the evaluation of muscle fatigue. Science, & Motricité. 70 (70), 31-37 (2010).
  18. Merton, P. A. Voluntary strength and fatigue. The Journal of Physiology. 123, 553-564 (1954).
  19. Gandevia, S. C. Spinal and supraspinal factors in human muscle fatigue. Physiological Reviews. 81 (4), 1725-1789 (2001).
  20. Shield, A., Zhou, S. Assessing voluntary muscle activation with the twitch interpolation technique. Sports Medicine. 34 (4), 253-267 (2004).
  21. Rozand, V., Pageaux, B., Marcora, S. M., Papaxanthis, C., Lepers, R. Does mental exertion alter maximal muscle activation. Frontiers in Human Neuroscience. 8, 755(2014).
  22. Place, N., Maffiuletti, N. A., Martin, A., Lepers, R. Assessment of the reliability of central and peripheral fatigue after sustained maximal voluntary contraction of the quadriceps muscle. Muscle and Nerve. 35 (4), 486-495 (2007).
  23. Kannus, P. Isokinetic evaluation of muscular performance: implications for muscle testing and rehabilitation. International Journal of Sports Medicine. 15, Suppl 1. S11-S18 (1994).
  24. Tucker, K. J., Tuncer, M., Türker, K. S. A review of the H reflex and M wave in the human triceps surae. Human Movement Science. 24 (5-6), 667-688 (2005).
  25. Taylor, N. A., Sanders, R. H., Howick, E. I., Stanley, S. N. Static and dynamic assessment of the Biodex dynamometer. European Journal of Applied Physiology and Occupational Physiology. 62 (3), 180-188 (1991).
  26. Sale, D., Quinlan, J., Marsh, E., McComas, A. J., Belanger, A. Y. Influence of joint position on ankle plantarflexion in humans. Journal of Applied Physiology. 52 (6), 1636-1642 (1982).
  27. Cattagni, T., Martin, A., Scaglioni, G. Is spinal excitability of the triceps surae mainly affected by muscle activity or body position. Journal of Neurophysiology. 111 (12), 2525-2532 (2014).
  28. Gerilovsky, L., Tsvetinov, P., Trenkova, G. Peripheral effects on the amplitude of monopolar and bipolar H-reflex potentials from the soleus muscle. Experimental Brain Research. 76 (1), 173-181 (1989).
  29. Schieppati, M. The Hoffmann reflex a means of assessing spinal reflex excitability and its descending control in man. Progress in Neurobiology. 28 (4), 345-376 (1987).
  30. Hermens, H. J., Freriks, B., Disselhorst Klug, C., Rau, G. Development of recommendations for SEMG sensors and sensor placement procedures. Journal of Electromyography and Kinesiology. 10 (5), 361-374 (2000).
  31. Kamen, G., Sison, S. V., Du, C. C., Patten, C. Motor unit discharge behavior in older adults during maximal effort contractions. Journal of Applied Physiology. 79 (6), 1908-1913 (1995).
  32. Neyroud, D., Rüttimann, J., et al. Comparison of neuromuscular adjustments associated with sustained isometric contractions of four different muscle groups. Journal of Applied Physiology. 114, 1426-1434 (2013).
  33. Rupp, T., Girard, O., Perrey, S. Redetermination of the optimal stimulation intensity modifies resting H-reflex recovery after a sustained moderate-intensity muscle contraction. Muscle and Nerve. 41 (May), 642-650 (2010).
  34. Zehr, E. P. Considerations for use of the Hoffmann reflex in exercise studies. European Journal of Applied Physiology. 86 (6), 455-468 (2002).
  35. Gondin, J., Duclay, J., Martin, A. Soleus and gastrocnemii evoked V wave responses increase after neuromuscular electrical stimulation training. Journal of Neurophysiology. 95 (6), 3328-3335 (2006).
  36. Rochette, L., Hunter, S. K., Place, N., Lepers, R. Activation varies among the knee extensor muscles during a submaximal fatiguing contraction in the seated and supine postures. Journal of Applied Physiology. 95 (4), 1515-1522 (2003).
  37. Fuglevand, A. J., Zackowski, K. M., Huey, K. A., Enoka, R. M. Impairment of neuromuscular propagation during human fatiguing contractions at submaximal forces. The Journal of Physiology. 460, 549-572 (1993).
  38. Vandervoort, A. A., McComas, A. J. Contractile changes in opposing muscles of the human ankle joint with aging. Journal of Applied Physiology. 61 (1), 361-367 (1986).
  39. Grosprêtre, S., Martin, A. Conditioning effect of transcranial magnetic stimulation evoking motor evoked potential on V wave response. Physiological Reports. 2 (11), e12191(2014).
  40. Allen, G. M., Gandevia, S. C., McKenzie, D. K. Reliability of measurements of muscle strength and voluntary activation using twitch interpolation. Muscle and Nerve. 18 (6), 593-600 (1995).
  41. Cooper, M. A., Herda, T. J., Walter Herda, A. A., Costa, P. B., Ryan, E. D., Cramer, J. T. The reliability of the interpolated twitch technique during submaximal and maximal isometric muscle actions. Journal of Strength and Conditioning Research. 27 (10), 2909-2913 (2013).
  42. Froyd, C., Millet, G. Y., Noakes, T. D. The development of peripheral fatigue and short term recovery during self paced high intensity exercise. The Journal of Physiology. 591 (Pt 5), 1339-1346 (2013).
  43. Pierrot Deseilligny, E., Morin, C., Bergego, C., Tankov, N. Pattern of group I fibre projections from ankle flexor and extensor muscles in man. Experimental Brain Research. 42 (3-4), 337-350 (1981).
  44. Brooke, J. D., McIlroy, W. E., et al. Modulation of H reflexes in human tibialis anterior muscle with passive movement. Brain Research. 766 (1-2), 236-239 (1997).
  45. Hultborn, H., Meunier, S., Morin, C., Pierrot Deseilligny, E. Assessing changes in presynaptic inhibition of I a fibres a study in man and the cat. The Journal of Physiology. 389, 729-756 (1987).
  46. Meunier, S., Pierrot Deseilligny, E. Cortical control of presynaptic inhibition of Ia afferents in humans. Experimental Brain Research. 119 (4), 415-426 (1998).
  47. Aymard, C., Baret, M., Katz, R., Lafitte, C., Pénicaud, A., Raoul, S. Modulation of presynaptic inhibition of la afferents during voluntary wrist flexion and extension in man. Experimental Brain Research. 137 (1), 127-131 (2001).
  48. Abbruzzese, G., Trompetto, C., Schieppati, M. The excitability of the human motor cortex increases during execution and mental imagination of sequential but not repetitive finger movements. Experimental Brain Research. 111 (3), 465-472 (1996).
  49. Garland, S. J., Klass, M., Duchateau, J. Cortical and spinal modulation of antagonist coactivation during a submaximal fatiguing contraction in humans. Journal of Neurophysiology. 99, 554-563 (2008).
  50. Rodriguez Falces, J., Place, N. Recruitment order of quadriceps motor units Femoral nerve vs direct quadriceps stimulation. European Journal of Applied Physiology. 113, 3069-3077 (2013).
  51. Rodriguez Falces, J., Maffiuletti, N. A., Place, N. Spatial distribution of motor units recruited during electrical stimulation of the quadriceps muscle versus the femoral nerve. Muscle and Nerve. 48 (November), 752-761 (2013).
  52. Bathien, N., Morin, C. Comparing variations of spinal reflexes during intensive and selective attention (author’s transl). Physiology, & Behavior. 9 (4), 533-538 (1972).
  53. Earles, D. R., Koceja, D. M., Shively, C. W. Environmental changes in soleus H reflex excitability in young and elderly subjects. The International Journal of Neuroscience. 105 (1-4), 1-13 (2000).
  54. Paquet, N., Hui Chan, C. W. Human soleus H reflex excitability is decreased by dynamic head and body tilts. Journal of Vestibular Research Equilibrium, & Orientation. 9 (5), 379-383 (1999).
  55. Miyahara, T., Hagiya, N., Ohyama, T., Nakamura, Y. Modulation of human soleus H reflex in association with voluntary clenching of the teeth. Journal of Neurophysiology. 76 (3), 2033-2041 (1996).
  56. Pinniger, G. J., Nordlund, M. M., Steele, J. R., Cresswell, a GH reflex modulation during passive lengthening and shortening of the human triceps surae. Journal of Physiology. 534 (Pt 3), 913-923 (2001).
  57. Tallent, J., Goodall, S., Hortobágyi, T., St Clair Gibson, A., French, D. N., Howatson, G. Repeatability of corticospinal and spinal measures during lengthening and shortening contractions in the human tibialis anterior muscle). PLoS ONE. 7 (4), e35930(2012).
  58. Grospretre, S., Martin, A. H. reflex and spinal excitability methodological considerations. Journal of Neurophysiology. 107 (6), 1649-1654 (2012).
  59. Hugon, M. Methodology of the Hoffmann reflex in man. New Developments in Electromyography and Chemical Neurophysiology. 3m, 277-293 (1973).
  60. Bigland Ritchie, B., Zijdewind, I., Thomas, C. K. Muscle fatigue induced by stimulation with and without doublets. Muscle and Nerve. 23 (9), 1348-1355 (2000).
  61. Kent Braun, J. A., Le Blanc, R. Quantitation of central activation failure during maximal voluntary contractions in humans. Muscle and Nerve. 19 (7), 861-869 (1996).
  62. Herbert, R. D., Gandevia, S. C. Twitch interpolation in human muscles mechanisms and implications for measurement of voluntary activation. Journal of Neurophysiology. 82, 2271-2283 (1999).
  63. Miller, M., Downham, D., Lexell, J. Superimposed single impulse and pulse train electrical stimulation A quantitative assessment during submaximal isometric knee extension in young healthy men. Muscle and Nerve. 22 (8), 1038-1046 (1999).
  64. Button, D. C., Behm, D. G. The effect of stimulus anticipation on the interpolated twitch technique. Journal of Sports Science and Medicine. 7 (4), 520-524 (2008).
  65. Goss, D. a, Hoffman, R. L., Clark, B. C. Utilizing Transcranial Magnetic Stimulation to Study the Human Neuromuscular System. Journal of Visualized Experiments. (59), e3387(2012).
  66. Sartori, L., Betti, S., Castiello, U. Corticospinal excitability modulation during action observation. Journal Of Visualized Experiments: Jove. (82), 51001(2013).
  67. Rozand, V., Lebon, F., Papaxanthis, C., Lepers, R. Does a mental training session induce neuromuscular fatigue. Medicine and Science in Sports and Exercise. 46 (10), 1981-1989 (2014).
  68. Rozand, V., Cattagni, T., Theurel, J., Martin, A., Lepers, R. Neuromuscular fatigue following isometric contractions with similar torque time integral. International Journal of Sports Medicine. 36, 35-40 (2015).
  69. Belanger, A. Y., McComas, A. J. Extent of motor unit activation during effort. Journal of Applied Physiology. 51 (5), 1131-1135 (1981).
  70. Morse, C. I., Thom, J. M., Davis, M. G., Fox, K. R., Birch, K. M., Narici, M. V. Reduced plantarflexor specific torque in the elderly is associated with a lower activation capacity. European Journal of Applied Physiology. 92 (1-2), 219-226 (2004).
  71. Dalton, B. H., McNeil, C. J., Doherty, T. J., Rice, C. L. Age related reductions in the estimated numbers of motor units are minimal in the human soleus. Muscle and Nerve. 38 (3), 1108-1115 (2008).
  72. Hunter, S. K., Todd, G., Butler, J. E., Gandevia, S. C., Taylor, J. L. Recovery from supraspinal fatigue is slowed in old adults after fatiguing maximal isometric contractions. Journal of Applied Physiology. 105 (4), 1199-1209 (2008).
  73. Jakobi, J. M., Rice, C. L. Voluntary muscle activation varies with age and muscle group. Journal of Applied Physiology. 93 (2), 457-462 (2002).
  74. Lepers, R., Millet, G. Y., Maffiuletti, N. a Effect of cycling cadence on contractile and neural properties of knee extensors. Medicine and Science in Sports and Exercise. 33 (11), 1882-1888 (2001).
  75. Duchateau, J., Hainaut, K. Isometric or dynamic training differential effects on mechanical properties of a human muscle. Journal of Applied Physiology. 56 (2), 296-301 (1984).
  76. Millet, G. Y., Martin, V., Martin, A., Vergès, S. Electrical stimulation for testing neuromuscular function From sport to pathology. European Journal of Applied Physiology. 111, 2489-2500 (2011).
  77. Cattagni, T., Scaglioni, G., Laroche, D., Van Hoecke, J., Gremeaux, V., Martin, A. Ankle muscle strength discriminates fallers from non fallers. Frontiers in Aging Neuroscience. 6, 336(2014).
  78. Horstman, A. M., Beltman, M. J., et al. Intrinsic muscle strength and voluntary activation of both lower limbs and functional performance after stroke. Clinical Physiology and Functional Imaging. 28 (4), 251-261 (2008).
  79. Sica, R. E., Herskovits, E., Aguilera, N., Poch, G. An electrophysiological investigation of skeletal muscle in Parkinson’s disease. Journal of the Neurological Sciences. 18 (4), 411-420 (1973).
  80. Knikou, M., Mummidisetty, C. K. Locomotor Training Improves Premotoneuronal Control after Chronic Spinal Cord Injury. Journal of Neurophysiology. 111 (11), 2264-2275 (2014).

Access restricted. Please log in or start a trial to view this content.

Reprints and Permissions

Request permission to reuse the text or figures of this JoVE article

Request Permission

Tags

Percutaneous Electrical Nerve StimulationNeuromuscular Function AssessmentPosterior Tibial Nerve StimulationSurface ElectromyographyH Reflex MeasurementM Wave AnalysisTwitch Torque QuantificationVoluntary Activation LevelForce Torque ErgometerElectrical Stimulation Protocol

Related Articles