Fatigue neuromusculaire induite par stimulation électrique

UNIVERSITE MONTPELIER 1
Faculté des Sciences du Sport et de l’Education Physique
UFR STAPS
Ecole Doctorale 463 : Sciences du Mouvement Humain
Groupe des disciplines du CNU : section no 74
Fatigue neuromusculaire induite par stimulation électrique
chez le sujet valide et le blessé médullaire :
de l’identification des processus survenant lors de la fatigue à
la modélisation des réponses mécaniques
Thèse présentée pour obtenir le grade de
DOCTEUR DE L’UNIVERSITE MONTPELLIER 1
Par
Maria PAPAIORDANIDOU
Soutenue publiquement le
8 Octobre 2010
Jury
Eric BERTON
Charles FATTAL
David GUIRAUD
Nicolas MAFFIULETTI
Alain MARTIN
Franck MULTON
Alain VARRAY
Samuel VERGES
PR, Université Aix-Marseille II
Médecin, CMN Propara
DR INRIA, LIRMM, Equipe DEMAR
MCU, Université de Bourgogne
PR, Université de Bourgogne
PR, Université Rennes II
PR, Université Montpellier I
CR INSERM (HDR), Grenoble
Examinateur
Invité
co-Directeur
Examinateur
Rapporteur
Rapporteur
Directeur
Examinateur
REMERCIEMENTS
J’exprime mes plus sincères remerciements à…
… Alain Varray,
Vous avez toujours été présent pendant ces quatre années et cela malgré votre lourd travail.
Vous avez guidé mon travail et moi-même vers la conquête du « fil rouge » parfois difficile à
trouver. Vous avez su tempérer les situations sur le plan du travail mais aussi sur le plan des
interactions sociales, en m’aidant à avancer sans me disperser vers des choses que je prenais,
souvent sans raison, trop à cœur. Votre expérience, vos connaissances et vos conseils m’ont
permis d’évoluer au niveau professionnel mais aussi personnel. Pour tout cela je vous remercie
infiniment et je vous exprime ma plus profonde reconnaissance.
…David Guiraud,
Votre disponibilité, votre bonne humeur et votre humanité font de vous une personne
exceptionnelle. J’ai eu la chance de faire partie de votre équipe et de profiter de votre
encadrement. Vous avez toujours su trouver le mot qui permet de rebondir dans les situations
difficiles. Même quand les choses vont au plus mal, vous savez donner de l’espoir et de la
confiance. Merci de m’avoir donné la possibilité de partager toutes ces qualités pendant ces
dernières années.
… Alain Martin et Franck Multon,
Merci d’avoir accepté de rapporter ce travail que vos commentaires n’ont pu qu'améliorer.
Votre présence au jury de cette thèse est un grand plaisir et un grand honneur pour moi.
… Eric Berton, Nicolas Maffiuletti et Samuel Vergès,
Merci d’avoir accepté de participer à mon jury de thèse et de me donner ainsi la possibilité
d’échanger avec vous et de partager votre savoir.
… Charles Fattal,
Vous nous avez accueillis de la meilleure façon possible au sein de votre établissement et vous
avez su gérer notre collaboration avec professionnalisme et beaucoup d’humanité. Merci à vous
et à toute votre équipe pour m'avoir donné la possibilité de partager l’univers des blessés
médullaires.
…Jean-Paul Micallef,
Vous avez été plus qu’un collaborateur. Votre souci pour toutes les facettes de ma vie tout au
long de ces années de thèse m’a énormément touché. Par ailleurs, les expériences n’auraient
jamais pu avoir lieu sans vous. Votre efficacité et votre volonté de faciliter les choses ont permis
l’avancement rapide de ce travail.
… tous les sujets qui ont participé aux différentes études,
Sans vous ce travail n’aurait pas eu lieu. Un énorme merci pour votre disponibilité, votre bonne
humeur et votre volonté.
… tous les membres du laboratoire EDM et de l’équipe DEMAR (anciens et présents), et plus
particulièrement Mitsu, Mourad, Christine, Qin, Milan, Olivier, Greg.
1
Merci pour votre accueil enthousiaste, dynamique et chaleureux. Notre échange m’a permis
d’avancer et améliorer ce travail. Votre présence au quotidien a donné de la vie pendant ces
années de thèse.
… toutes les personnes qui ont participé à l’aération des neurones pendant ces années de thèse
et que j’aime profondément et passionnément.
… Nelly, Olivier, Kjerstin, Didier, Elise, Victor, Monia,
Je vous remercie tous de partager notre quotidien ensemble. Nous ne nous connaissons que
depuis ces quatre dernières années, mais votre soutien aux moments difficiles et le partage des
moments faciles me permettent de vous considérer comme de vrais amis. Votre chaleur
humaine est indispensable dans ma vie.
… toute la bande grecque : Andriana, Gina, Aggeliki, Panagiotis, Mpelka, Semiramis, Vasiliki,
Kazou, Dolores,
Malgré les années et les kilomètres, vous êtes toujours ici et vous faites partie de ma vie. A
écouter tout ce que j’ai à raconter pour mieux imaginer mon quotidien en France… Σα να µην
πέρασε µια µέρα.
… ma famille : Stavros, Kiki, Sandra, Nikos, Dafni, Aliki,
Ευχαριστώ για όλα.
Vous avez tous participé, de façon différente, à ce que je puisse considérer
ces années comme un vrai régal. Je vous remercie infiniment.
2
Ce travail a fait l’objet des publications suivantes
Papaiordanidou M, Guiraud D, Varray A. Kinetics of neuromuscular changes during lowfrequency electrical stimulation. Muscle Nerve 41 (1): 54-62, 2010.
Papaiordanidou M, Guiraud D, Varray A. Does central fatigue exist under low-frequency
stimulation of a low-fatigue resistant muscle? Eur J Appl Physiol, DOI 10.1007/s00421-0101565-9.
Papaiordanidou M, Varray A., Fattal C, Guiraud D. Neuromuscular fatigue development
under intermittent electrical stimulation applied on the paralyzed triceps surae muscle.
(soumis).
Papaiordanidou M, Hayashibe M, Varray A, Fattal C, Guiraud D. Fatigue tracking in spinalcord injury using a physiology-based muscle model. (soumis).
Ce travail a fait l’objet des communications suivantes
Papaiordanidou M, Guiraud D, Varray A. Time course of neuromuscular changes during lowfrequency electrical stimulation of human triceps surae. Proceedings of the XVII International
Symposium of Electrophysiology and Kinesiology, Niagara Falls, Canada, June 2008.
Papaiordanidou M, Guiraud D, Varray A. Neuromuscular fatigue during triceps surae lowfrequency electrical stimulation in subjects with different force generating capacity.
Proceedings of the XIII Congress of the European College of Sports Science, Estoril,
Portugal, July 2008.
Campfens FS, Papaiordanidou M, Hayashibe M, Guiraud D, Varray A. An activation model
for FES muscle model. Proceedings of the 13th Annual Conference of the International FES
Society, Freiburg,Germany, September 2008.
Zhang Q, Hayashibe M, Papaiordanidou M, Fraisse P, Fattal C, Guiraud D. Torque
assessment based on evoked EMG for FES-induced muscle contractions in SCI patients.
3
Proceedings of the 14th Annual Conference of the International FES Society, Seoul, Korea,
September 2009.
Papaiordanidou M, Varray A. Organization of the symposium: Neuromuscular Electrical
Stimulation: from physiological specificities understanding to application fields. Proceedings
of the 13th ACAPS Congress, Lyon, France, October 2009.
Papaiordanidou M, Guiraud D, Varray A, Benoit P, Fattal C. Fatigue neuromusculaire au
cours d’un protocole d’électromyostimulation chez des sujets blessés médullaires complets.
Proceedings du Congrès Handicap 2010, Paris, France, Juin 2010 (communication
affichée).
Papaiordanidou M, Guiraud D, Varray A. Does central fatigue exist under low-frequency
stimulation of a low-fatigue resistant muscle? Proceedings of the XV Congress of the
European College of Sports Science, Antalya, Turkey, June 2010 (communication affichée).
Zhang Q, Hayashibe M, Papaiordanidou M, Fraisse P, Fattal C, Guiraud D. Torque prediction
using stimulus evoked EMG and its identification for different muscle fatigue states in SCI
subjects. Accepted for oral presentation in the 32nd Annual International IEEE EMBS
Conference, Buenos Aires, Argentina, September 2010.
4
SOMMAIRE
I. INTRODUCTION GENERALE
7 II. CADRE THEORIQUE
10 1. L’ELECTROSTIMULATION (ES) : BREF HISTORIQUE
2. BASES PHYSIOLOGIQUES DE L’ES NEUROMUSCULAIRE
2.1. UNE TECHNIQUE APPLIQUEE A LA PERIPHERIE MAIS SOLLICITANT TOUT LE SYSTEME
11 14 NEUROMUSCULAIRE
14 15 17 20 20 21 2.2. RECRUTEMENT DES UNITES MOTRICES
2.3. SOLLICITATION METABOLIQUE
3. LA FATIGUE NEUROMUSCULAIRE
3.1. INTRODUCTION
3.2. CHAINE DE COMMANDE ET SITES POTENTIELS DE LA FATIGUE
3.3. EXPLORATION DE LA FATIGUE ET MECANISMES IMPLIQUES DANS LE DEVELOPPEMENT DE
23 LA FATIGUE
3.3.1. La fatigue centrale 23 3.3.1.1. Exploration de la fatigue centrale
24 3.3.1.2. Mécanismes impliqués dans développement de la fatigue centrale
28 3.3.2. La fatigue périphérique 32 3.3.2.1. Exploration de la fatigue périphérique
33 3.3.2.2. Mécanismes impliqués dans le développement de la fatigue périphérique
34 3.4. ES ET FATIGUE NEUROMUSCULAIRE
37 39 4. LES APPLICATIONS DE L’ES DANS LE CADRE DU TRAUMATISME MEDULLAIRE
4.1. LES USAGES DE L’ES
39 4.2. LE TRAUMATISME MEDULLAIRE
40 4.2.1. Adaptations de l’organisme suite à la lésion de la moelle épinière 41 4.2.1.1. Adaptations neurales
41 4.2.1.2. Adaptations squelettiques
42 4.2.1.3. Adaptations musculaires
43 4.3. ES ET TRAUMATISME MEDULLAIRE
44 5. MODELISATION DU MUSCLE SQUELETTIQUE
48 5.1. INTRODUCTION
48 5.2. MODELE DU MUSCLE COMMANDE
49 5.2.1. Modèle d’activation 50 5.2.1.1. Modèle de recrutement des fibres musculaires
50 5.2.1.2. Modèle d’activation dynamique
51 5.2.2. Modèle mécanique 51 5.4. MODELES DE MUSCLE INTRODUISANT LA NOTION DE LA FATIGUE
58 6. SYNTHESE ET OBJECTIFS
60 III. CONTRIBUTION PERSONNELLE
62 1. ETUDES I ET II
1.1. PRESENTATION
1.2. ETUDE I
1.3. ETUDE II
2. ETUDE III
2.1. PRESENTATION
63 63 65 75 85 85 5
2.2. ETUDE III
3. ETUDE IV
3.1. PRESENTATION
3.2. ETUDE IV
86 106 106 107 IV. SYNTHESE ET PERSPECTIVES
138 V. BIBLIOGRAPHIE
145 6
I. Introduction générale
7
Introduction générale
Suite à un traumatisme de la moelle épinière, l’interruption des voies de la commande
motrice descendante entraîne une paralysie des muscles dont les motoneurones centraux sont
touchés. Malgré les avancées importantes des approches pharmaceutiques et chirurgicales,
cette paralysie reste jusqu’à présent irréversible et aucun traitement ne permet la restauration
des fonctions motrices. Le seul moyen permettant une contraction des muscles du territoire
sous-lésionnel est la Stimulation Electrique (ES). Cette technique consiste à évoquer une
contraction musculaire par l’application de courant électrique au niveau de la peau (ES de
surface) ou via des dispositifs implantés (ES implantée). Utilisée dans le contexte clinique
pour la suppléance des déficiences motrices, elle est appelée Stimulation Electrique
Fonctionnelle (SEF). La plupart des cliniciens, pour restaurer des fonctions motrices perdues
utilisent actuellement des stratégies de stimulation en boucle ouverte avec des paramètres de
stimulation prédéfinis de manière empirique, selon les appréciations du médecin rééducateur.
Ainsi, pour l’identification de la séquence de stimulation optimale pour chaque patient, un
grand nombre d’essais et de mesures est nécessaire. De l’autre côté, la stimulation en boucle
fermée reste encore difficile à mettre en place, en raison de la compréhension imparfaite et
limitée de l’ensemble des mécanismes mis en jeu lors de la stimulation.
Des modèles mathématiques ont été développés afin de mieux maîtriser la SEF
appliquée à la fois en boucle ouverte et fermée. Ces modèles mathématiques permettent la
prédiction de la force évoquée par les muscles, ainsi que la commande automatique des
membres paralysés. Toutefois, le contrôle de la contraction induite par la SEF est un des
problèmes majeurs de cette technique à cause de la complexité et de la variabilité de la
réponse mécanique lors de l’application clinique de la SEF. L’état du muscle étant en
changement permanent lors de la SEF, la prédiction de son comportement se complique. Cette
complexité est encore plus importante lorsque le phénomène de fatigue neuromusculaire
s’ajoute. La fatigue neuromusculaire, phénomène complexe et multifactoriel, apparaît dès le
début de la contraction musculaire et limite l’application de la SEF chez les sujets blessés
médullaires en rendant la contraction inefficace pour l’accomplissement de la tâche désirée.
Des modèles de muscle prenant en compte ce phénomène complexe pour le réajustement des
paramètres de stimulation pourraient être une solution à l’utilisation efficace de la SEF.
Cependant, la considération de la fatigue neuromusculaire dans les modèles mathématiques
demande auparavant une meilleure compréhension de ce phénomène en condition d’ES.
8
Les objectifs de ce travail de thèse ont été ainsi développés autour de cette thématique,
incluant d’un côté les patients présentant des déficiences motrices et l’ES comme une
technique de suppléance fonctionnelle et, de l’autre côté, la fatigue neuromusculaire induite
par ce mode de contraction et sa modélisation. Considérant que la fatigue neuromusculaire,
même électriquement induite, ne peut pas se limiter seulement à son expression périphérique,
mais implique des mécanismes situés aux niveaux spinal et supra-spinal, nous avons voulu
identifier les paramètres de fatigue les plus pertinents pour être pris en compte dans le modèle
de muscle développé au sein de l’équipe DEMAR (DEambulation et Mouvement ARtificiel),
afin de préserver sa capacité de prédire la force musculaire en situation de fatigue. Nous nous
sommes intéressés en particulier à mettre en évidence les différentes composantes de la
fatigue neuromusculaire sous ES, leurs cinétiques d'apparition et leurs conséquences sur les
différents éléments de modélisation de la contraction musculaire. Le sujet valide, préservant
l’intégralité du système de commande et de production de la force musculaire, est le modèle
idéal pour mettre en évidence les différentes composantes de la fatigue neuromusculaire sous
ES. Par conséquent, les premières expériences, incluses dans le projet de cette thèse, ont été
effectuées chez une population de sujets valides. Nous nous sommes ainsi d’abord intéressés à
la compréhension de la fatigue qui survient sur un muscle non lésé présentant une grande
résistance à la fatigue, puis sur un muscle présentant une grande fatigabilité. Cela nous a
permis de se rapprocher à la nature des muscles des blessés médullaires. En effet, chez cette
population, l’interruption des voies descendantes induite par la lésion de la moelle épinière
entraîne une paralysie et des adaptations musculaires délétères, responsables d’une plus
grande fatigabilité des muscles sous-lésionnels, tandis que les structures supraspinales ne
peuvent plus jouer de rôle dans la régulation de la force évoquée.
La première partie de ce manuscrit introduit le cadre théorique du présent travail de
thèse s’articulant autour de la physiologie de la contraction électriquement induite et de la
fatigue neuromusculaire qu’elle engendre et des applications de l’ES chez le blessé
médullaire. A la fin de cette première partie, un état de l’art sur la modélisation du muscle
squelettique est présenté, avec une présentation plus détaillée du modèle de l’équipe DEMAR.
La deuxième partie du manuscrit s’articule autour de nos quatre études qui nous ont permis
d’approfondir les connaissances fondamentales sur la thématique de la fatigue
neuromusculaire sous ES et de répondre à un besoin clinique, à savoir la proposition d’un
outil permettant la connaissance de l’état du muscle à chaque instant.
9
II. Cadre théorique
10
1. L’Electrostimulation (ES) : Bref Historique
Les premiers phénomènes électriques ont été observés dès l’antiquité. Les propriétés
de l’ambre jaune, une résine fossilisée qui peut s’électriser par frottement, étaient remarquées
par les grecs anciens, qui utilisaient ces propriétés afin de produire des étincelles. Le mot
« électricité » provient de l’appellation en grec ancien de l’ambre jaune (ήλεκτρον). De plus,
la capacité de certains poissons électriques de produire de l’électricité comme moyen de
défense ou de prédation était observée dès cette période et utilisée à des fins thérapeutiques.
Déjà dans ses écrits, Hippocrate (460-370 av. J-C) mentionnait sa valeur nutritionnelle et il
prescrit un bouillon de ce poisson à des patients asthmatiques. C’est seulement pendant la
période romaine que les décharges électriques générées par les poissons torpilles ont été
utilisées par les médecins pour traiter certains cas, comme les migraines ou l’arthrite.
Jusqu’au 16ième siècle après J-C il n’y a pas eu de découverte
majeure et l’usage de l’électricité en médecine restait limité. A partir
de 1745 et suite à l’invention de la bouteille de Leyde (Figure 1),
précurseur du condensateur, pouvant stocker l’énergie et la restituer
pour un usage différé, le champ des applications de l’électricité
s’agrandit (épilepsie, angine de poitrine, calculs rénaux). Malgré les
fermes convictions sur la valeur thérapeutique des chocs électriques,
ce n’est qu’en 1791 que la première contraction musculaire induite
p:
o
:
d
C P ceo: u
4pu
r px ii
D
par excitation électrique du nerf moteur est mentionnée. Luigi
Galvani (1737-1798) observe que l’application de métaux différents sur le nerf de la
grenouille entraînait une contraction musculaire (Figure 2).
Il pense, à tord, que cette « électricité animale » est générée par le tissu nerveux et
stockée dans les muscles et que le métal ne provoquait que le
passage de l’énergie intrinsèque. Alessandro Volta (17451827) contredit cette affirmation en montrant que la
contraction musculaire n’était pas autogène, mais due à
l’électricité produite à la jonction de métaux différents, reliés
par un conducteur particulier (la cuisse de grenouille). La
polémique entre les deux interprétations s’arrête quand Volta
p: WP ceo: u
ié u Ep: i E e xx E
: ur p ii D
p
i
construit la première pile électrique (pile voltaïque) en
remplaçant la cuisse de grenouille par du carton humide,
11
prouvant ainsi la véracité de son interprétation.
Au 19ème siècle, Michael Faraday (1791-1867) fait progresser la technologie électrique
avec ses travaux sur l’induction électromagnétique, qui ont été à l’origine de l’invention du
premier générateur de courant électrique. Duchenne de Boulogne (1806-1875) poursuit les
travaux déjà effectués et, considéré comme le père le l’électrothérapie, il a été capable de
stimuler avec beaucoup de précision un seul faisceau musculaire et ainsi il a pu décrire
différentes affections musculaires et localiser leur origine. Il a été le premier à générer un
courant électrique via des électrodes appliquées à la surface de la peau et a pu ainsi individualiser les muscles du visage (Figure 3). Enfin, il a effectuée une cartographie des
points moteurs des muscles de tout le corps.
Au début du 20ème siècle, Louis
Lapicque (1866-1952) introduit le concept de
chronaxie et de rhéobase comme paramètres de
l’excitabilité nerveuse. Les années qui suivent,
avec l’amélioration de la compréhension de la
stimulation électrique et le perfectionnement de
systèmes comme la batterie et les bobines
d’induction,
deviennent
l’âge
d’or
de
l’électricité médicale. De nouveaux systèmes
apparaissent (bain hydroélectrique, ceinture
électrique bipolaire, cages d’autoconduction),
avec parfois des objectifs peu sérieux (ex.
Figure 3 : Planche de Mécanisme de la physionomie humaine de Duchenne de Boulogne montrant différentes expressions faciales déclenchées par des stimulations électriques. exorcisme ou traitement de la débilitation des
organes reproducteurs). Malgré cela, des
efforts scientifiques sur la compréhension des
relations entre les phénomènes électriques et
physiologiques continuaient. A partir de 1915, l’ES est largement utilisée pour lutter contre
l’atrophie des muscles dénervés, tandis que les premières avancées significatives pour le
développement des pacemakers cardiaques et de l’électrodiagnostic apparaissent. Après la
première résurrection d’animaux après induction d’arrêt cardiaque par Albert Hyman (1931)
utilisant des courants électriques, la première utilisation d’un pacemaker chez l’homme était
effectuée en 1952 par Paul Zoll, mais pour une courte période (20 min). L’électrodiagnostic,
après les premiers pas de l’électromyographie au début du siècle précédent, s’est développé et
s’est étendu après les années 1940 aux mesures de vitesse de conduction nerveuse. Depuis, et
12
grâce aux progrès technologiques, l’ES a pris ainsi une place dans le domaine médical.
Aujourd’hui, les applications de l’ES sont multiples, du renforcement musculaire aux
applications cliniques et traitement de pathologies variées. Douleurs chroniques, aide à la
respiration des blessés médullaires, problèmes de vessie et de sphincter ou encore des
insuffisances cardiaques, d’audition ou de vision sont traités par des dispositifs électriques
(pacemaker, implant cochléaire, stimulateur visuel, stimulateur de la vessie). La restauration
du mouvement des membres paralysés à l’aide de l’ES a été utilisée à partir des années 1970.
L’ES est utilisée dans les programmes de rééducation soit pour renforcer les muscles
paralysés (fins trophiques) soit pour suppléer l’incapacité à contracter volontairement les
muscles (fins fonctionnelles). Enfin, au delà des applications cliniques, l’ES est aussi utilisée
comme une méthode de renforcement musculaire, insérée dans les programmes
d’entraînement des sportifs ou des populations hypoactives.
L’intérêt de l’inclusion de l’ES dans les programmes de renforcement musculaire
ordinaires repose sur le mode particulier de sollicitation du système neuromusculaire que cette
technique impose qui, ajouté au mode de sollicitation volontaire, peut améliorer la
performance. La présentation des bases physiologiques de cette technique permettra de
comprendre ses particularités et les réponses qu’elle induit.
13
2. Bases physiologiques de l’ES neuromusculaire
2.1. Une technique appliquée à la périphérie mais sollicitant tout le système
neuromusculaire
Les muscles squelettiques du corps humain sont sous le contrôle du système nerveux
central (SNC). La contraction musculaire prend source au sein du cortex moteur et les axones
moteurs cortico-spinaux transmettent la commande motrice jusqu’aux motoneurones de la
corne antérieure de la moelle épinière. De là naissent les axones moteurs des nerfs innervant
les fibres musculaires. L’ensemble constitué par le motoneurone α, son axone moteur et les
fibres musculaires qu’il innerve est appelé unité motrice (UM). Les fibres appartenant à la
même UM répondent de façon simultanée à l’excitation du motoneurone α ou de l’axone
moteur et la contraction musculaire résulte de l’activation individuelle ou combinée des UM.
A la différence de la contraction volontaire, la contraction évoquée par l’ES ne dépend
pas de la commande centrale, mais est générée par un stimulus exogène. A cause de cette
indépendance du déclenchement de la contraction électriquement évoquée, l’ES a été à tord
considérée comme une technique sollicitant seulement les groupes musculaires auxquels elle
était appliquée. Cependant, l’application percutanée de l’ES ne sollicite pas directement les
fibres musculaires mais les terminaisons axonales intramusculaires (Hultman et al, 1983),
plus facilement excitables que les fibres musculaires (Enoka 1988). Ainsi, les potentiels
d’action (PA) générés se propagent au niveau des axones moteurs jusqu’à la jonction
neuromusculaire et le long des fibres musculaires, arrivant jusqu’aux protéines contractiles et
provoquant la contraction musculaire, mais aussi au niveau des fibres sensorielles arrivant
jusqu’aux
motoneurones,
provoquant
leur
activation
reflexe.
Cette
propagation
bidirectionnelle des PA lors de contractions induites par ES met en jeu le SNC. Cette
implication du SNC a été mise en évidence par des études de Collins et al. (2001; 2002), qui
ont démontré que selon les paramètres de stimulation (fréquence, largeur d’impulsion) une
partie de la force évoquée par ES était due à l’activation indirecte des motoneurones α via les
afférences sensorielles de gros diamètre (Figure 4A). De plus, la force supplémentaire était
atténuée après blocage du nerf moteur, renforçant son origine centrale lors de la stimulation à
haute fréquence et grande largeur d’impulsion (Figure 4B).
14
Figure 4 : A. Couple supplémentaire évoqué par WPS (stimulation à haute fréquence et grande largeur d’impulsion), du à l’activation indirecte des motoneurones α par rapport à la NMES (stimulation électrique neuromusuclaire) conventionnelle. B. Atténuation du couple supplémentaire pendant WPS après blocage du nerf périphérique sur le triceps surae. MVC (contraction maximale volontaire)(adapté par Collins, 2007). Un autre argument en faveur du caractère non purement périphérique de l’ES est la
démonstration de l’activation des aires spécifiques corticales (aire motrice primaire et
sensorielle, cingulaire, cervelet) lors de stimulations électriques appliquées au niveau du
muscle quadriceps (Smith et al, 2003). De plus, des études sur la fatigue neuromusculaire
induite par ES ont mis en évidence une fatigue supra-spinale après un protocole d’ES à haute
fréquence appliqué au triceps surae (Boerio et al, 2005).
En dehors de la sollicitation du SNC lors d’une application aiguë de l’ES, des études
ont montré des adaptations nerveuses après un entraînement par ES. En effet, Gondin et al.
(2005) ont mis en évidence une amélioration du niveau d’activation suite à un entraînement
du quadriceps de 4 semaines par ES, tandis que des gains de force controlatéraux
(augmentation de la force après un entraînement unilatéral du muscle non entraîné) ont été
rapportés dans la littérature (Hortobagyi et al, 1999 ; Maffiuletti et al, 2006). Les arguments
mentionnés ci-dessus, nous permettent de conclure que l’ES, en dépit de son application
périphérique, est une technique qui sollicite toute la chaîne de commande et de
production de la force, après une application aiguë ou chronique.
2.2. Recrutement des unités motrices
Lors de contractions volontaires, le recrutement des UM se fait avec un ordre bien
précis, selon la loi physiologique du principe de la taille, définie par Henneman et al. (1965).
Ainsi, les UM de petit diamètre, avec un seuil de recrutement bas (UM lentes) sont sollicitées
en premier, avant la mise en jeu des UM de gros diamètre avec un seuil de recrutement élevé
15
(UM rapides). De plus, le recrutement volontaire est caractérisé par la capacité du SNC de
moduler la fréquence de décharge des UM (synchroniser ou désynchroniser leur fréquence de
décharge) et d’alterner le pool des UM mises en jeu lors de la contraction volontaire afin
d’accroître la force ou de faire face à l’apparition de la fatigue. Ainsi, le recrutement des UM
lors de contractions volontaires peut être caractérisé comme sélectif (recrutement selon le
principe de la taille), asynchrone (modulation de la fréquence de décharge des UM) et
spatialement non fixé (rotation des UM).
Le recrutement des UM lors de contractions électriquement évoquées est différent de
celui observé et décrit pour les contractions volontaires. En effet, l’ES induit un recrutement
des UM synchrone et spatialement fixé, puisque la fréquence imposée par ce type de
contraction induit la décharge synchrone des UM, tandis que les électrodes au niveau des
surfaces musculaires ne permettent pas la rotation des UM actives (Gegory & Bickel, 2005).
L’ordre de recrutement des UM lors d’ES reste toujours débattu dans la littérature. En effet,
une grande partie des chercheurs en ES considère que cette technique induirait une inversion
de l’ordre volontaire de recrutement, avec les UM rapides préférentiellement recrutées en
premier. Cette idée est basée sur la relation inverse entre le diamètre des axones et leur
résistance électrique (Eccles et al, 1958), montrant que les UM de gros diamètre sont
excitables pour de faibles courants. Cependant, même si cette observation est vraie pendant
des stimulations directes des nerfs in vitro ou in situ, l’orientation des nerfs périphériques ne
favorise pas l’occurrence de ce phénomène neurophysiologique lors d’ES appliquée au niveau
de la peau (Kim et al, 1992 cité dans Gregory & Bickel, 2005). Un autre argument en faveur
du recrutement préférentiel des UM rapides repose sur le fait que les axones de gros diamètre
sont localisés à la superficie des muscles, plus proche des électrodes de stimulation et ainsi
plus facilement excitables (Knight & Kamen, 2005). Néanmoins, des études utilisant
l’imagerie par résonance magnétique (IRM) ont montré que l’ES peut recruter des fibres
musculaires en profondeur, même à de bas niveaux de force (Adams et al, 1993, figure 5).
Figure 5 : Images IRM du muscle quadriceps femoris d'un sujet au repos (control) et après ES évoquant 25, 50 et 75% de la force maximale. Les parties en noir représentent les régions actives du muscle (d’après Adams et al, 1993). 16
D’autres arguments en faveur d’un recrutement non-sélectif des UM lors d’ES sont
avancés par de nombreux auteurs. Par exemple, Knaflitz et al. (1990) ont estimé la vitesse
moyenne de conduction des fibres du muscle tibialis anterior lors de contractions volontaires
et électriquement induites. Ils ont observé que dans 79% des essais en ES, la vitesse de
conduction augmentait avec l’incrémentation de l’intensité de stimulation, indiquant un
recrutement similaire du mode volontaire. Dans seulement 21% des essais, la vitesse
diminuait, suggérant un recrutement inversé par rapport au volontaire. Les auteurs concluent
ainsi que l’ordre de recrutement des UM pendant l’ES ne serait pas préférentiellement celui
des UM rapides. Ces résultats ont été confirmés par l’étude de Feiereisen et al. (1997), qui ont
mesuré le seuil de recrutement de 302 UM du muscle tibialis anterior et trouvé que dans
seulement ∼30% des essais en ES le recrutement était inversé par rapport à celui observé en
mode volontaire. Des résultats sur l’analyse de la secousse à différentes intensités de
stimulation ne mettant pas en évidence de différence du temps ou de la vitesse de contraction
entre les différents niveaux de force évoquée électriquement (Binder-Macleod et al, 1995;
Jubeau et al, 2007), sont des arguments supplémentaires en faveur d’un recrutement nonsélectif induit par l’ES.
Si les éléments de la littérature ne permettent pas de conclure solidement sur
l’ordre de recrutement des UM lors d’ES, il apparaît néanmoins que le mode de
recrutement est complètement différent de celui observé lors de contractions
volontaires. Ce pattern de recrutement, défini comme préférentiel des UM rapides ou nonsélectif, spatialement fixé, temporellement synchrone (Gregory & Bickel, 2005), implique des
réponses physiologiques différentes par rapport au mode volontaire.
2.3. Sollicitation métabolique
De nombreuses études se sont intéressées à la réponse métabolique induite par ES
utilisant différentes méthodes d’exploration comme des biopsies musculaires (Hultman &
Spriet, 1986 ; Sinacore et al, 1990) ou des techniques moins invasives comme la
spectroscopie par résonance magnétique nucléaire (Vanderthommen et al, 2003) ou la
spectroscopie dans le proche infrarouge (McNeil et al, 2006). Ces études ont mis en évidence
une diminution importante de l’adénosine triphosphate et de la phosphocréatine ainsi qu’une
augmentation de la concentration de lactate et du quotient respiratoire après une séance d’ES
(Hultman & Spriet, 1986; Hamada et al, 2003). Il semblerait donc que l’ES induise une
17
sollicitation importante du métabolisme anaérobie (hydrolyse de la phosphocréatine et
glycolyse anaérobie). Cette donnée a été confirmée par une comparaison directe entre des
contractions volontaires et induites par ES. Ainsi, Hamada et al. (2004) observent, pour un
exercice réalisé à même consommation d’oxygène, une concentration de lactate et un quotient
respiratoire plus élevés lors de la séance d’ES que lors la séance volontaire (Figure 6), mettant
en évidence une part anaérobie plus importante et une consommation préférentielle des
hydrates de carbone lors de la session en ES.
Figure 6 : Evolution de la lactatémie (A) et du quotient respiratoire (B) au cours d'une séance d'ES et d’une séance en mode volontaire (VOL) réalisées à un niveau de consommation d'oxygène identique (d'après Hamada et al, 2004).
De plus, les études réalisées sur l’exploration de la demande énergétique par
spectroscopie par résonance magnétique nucléaire ont également mis en évidence une
diminution du pH intramusculaire, une déplétion en phosphocréatine et un rapport phosphate
inorganique/phosphocréatine, plus élevés lors d’ES que pendant le même travail mécanique
effectué en mode volontaire (Vanderthommen et al, 2003), montrant ainsi un recours
préférentiel au métabolisme anaérobie par rapport au mode volontaire.
Pour le même travail mécanique effectué par ES ou par mode volontaire, le flux sanguin
et la consommation en oxygène sont plus importants après des contractions évoquées par ES
(Vanderthommen et al, 1997; Theurel et al, 2007) mettant en évidence un stress métabolique
plus important engendré par cette technique (Figure 7). De plus, ces résultats suggèrent des
adaptations aiguës entraînées par l’ES, comparables à celles induites par un exercice
cardiovasculaire d’intensité légère à modérée.
18
Figure 7 : Consommation d’oxygène pendant des contractions isométriques du quadriceps effectuées en ES ou en mode volontaire, dans des conditions de travail mécanique identique (d'après Theurel et al, 2007). Il est donc évident que le stress métabolique induit par l’ES est supérieur que celui du
mode volontaire. De plus, à niveau métabolique équivalent, le métabolisme anaérobie est
fortement impliqué. L’ES se caractérise donc par une sollicitation énergétique accrue,
intéressant l’ensemble des métabolismes. Les hypothèses permettant d’expliquer cette sursollicitation métabolique pendant l’ES impliquent généralement le recrutement préférentiel
des UM rapides (Sinacore et al, 1990; Hamada et al, 2004; Vanderthommen et al, 2003). Au
delà, le mode de recrutement (spatial et temporel) imposé par l’ES (Gregory & Bickel, 2005)
pourrait également entraîner cette augmentation de la demande énergétique. Quelles que
soient les raisons invoquées, la conséquence logique de cette sur-stimulation métabolique sera
d’induire une fatigue neuromusculaire beaucoup plus précoce et importante que celle
observée si le même travail était effectué en mode volontaire.
19
3. La fatigue neuromusculaire
3.1. Introduction
Le concept de fatigue est largement étudié depuis plus d’un siècle dans de différents
champs scientifiques (physique, psychologie, biomécanique, physiologie). En physiologie de
l’exercice, la fatigue est un phénomène complexe, multifactoriel et dynamique qui est
classiquement utilisé pour décrire une diminution transitoire et réversible (adaptation aiguë)
de la capacité à produire une force ou une puissance donnée (Enoka & Duchateau, 2008). La
complexité du phénomène se manifeste d’une part par la difficulté à trouver un consensus
quant au sens précis qu’il peut prendre et d’autre part par une impossibilité de définir avec
exactitude lequel ou lesquels des mécanismes physiologiques impliqués dans sa genèse sont
les plus signifiants. La fatigue a été initialement définie comme « l’incapacité d’un muscle ou
d’un groupe musculaire à maintenir la force exigée ou attendue, entraînant une diminution de
performance » (Edwards & Lippold, 1956; Asmussen, 1979; Bigland-Ritchie & Woods,
1983). Plus récemment une autre définition de la fatigue a été proposée, correspondant à
« une augmentation progressive de l’effort requis pour la production d’une force désirée,
suivie d’une incapacité progressive de maintenir cette force de manière continue ou répétée »
(Enoka & Stuart, 1992). Bary & Enoka (2007) ont donné une autre définition, considérant la
fatigue comme « une réduction, induite par l’exercice, de la capacité du muscle à produire
une force ou une puissance, que la tâche puisse être maintenue ou non ». Ces dernières
définitions proposent l’apparition de la fatigue dès le début de l’exercice et la distingue de
l’épuisement et de l’arrêt de la tâche. La fatigue est ainsi considérée comme une série
d’adaptations mises en œuvre dès le début de l’activation du système neuromusculaire
ayant comme objectif de maintenir le plus longtemps possible le niveau de performance
initial.
L’évaluation de la fatigue neuromusculaire dans le domaine de la physiologie de
l’exercice se fait généralement par des contractions maximales volontaires (CMV), réalisées
avant et après un exercice fatigant (Taylor et al, 1996; Hunter et al, 2004). Dans la mesure où
un exercice sous-maximal peut être soutenu pendant un certain temps sans défaillance, ni
fatigue apparente, un protocole souvent utilisé est d’interrompre l’exercice fatigant et
demander aux sujets d’effectuer de brèves CMV, afin d’évaluer la diminution de la capacité
de générer une force maximale (Merton, 1954; Bigland-Ritchie et al, 1986a). L’évaluation de
20
la fatigue neuromusculaire est une procédure délicate, puisque sa dépendance au régime
fatigant effectué (« task dependency ») et sa nature multifactorielle complexifient les
interprétations.
3.2. Chaîne de commande et sites potentiels de la fatigue
La génération volontaire de force est le résultat d’une cascade d’événements initiés par
les centres cérébraux supérieurs, relayés par la moelle épinière et les motoneurones, pour se
terminer au site de la production de la force, i.e. les ponts d’actine - myosine (Figure 8).
Figure 8 : Chaîne de commande conduisant à la production de la force musculaire et mécanismes pouvant être impliqués dans la fatigue (d'après Edwards, 1983). Une défaillance à n’importe quel(s) point(s) de cette chaîne représente un facteur
potentiel limitant la production de force. Ainsi, la fatigue ne peut pas être attribuée à un
processus physiologique particulier, mais à l’altération simultanée de plusieurs de ces
mécanismes. Classiquement, la fatigue neuromusculaire est dissociée en deux composantes :
21
la fatigue centrale et la fatigue périphérique. La distinction entre ces deux types de fatigue
se fait en fonction de l’origine de la perte de force, se situant en amont (fatigue centrale ou
nerveuse) ou en aval (fatigue périphérique ou musculaire) de la jonction neuromusculaire.
Selon cette définition, la fatigue centrale comprend tous les processus qui impliquent la
génération de la commande motrice et le recrutement des UM, à la fois au niveau spinal et
supraspinal, tandis que la fatigue périphérique inclut les perturbations de la capacité de
production de force du muscle. Enoka (2002) a distingué neuf sites potentiels pouvant être à
l’origine d’une éventuelle fatigue neuromuscuclaire (Figure 9). A ces sites il a plus
récemment (2008) ajouté un dixième paramètre déterminant de la fatigue, le feedback
provenant des afférences musculaires. Un mécanisme périphérique qui agit au niveau central
sur le recrutement des UM et par conséquent sur la fatigue. Ce sont ces interactions entre le
SNC et le muscle qui rendent la dichotomie entre fatigue centrale et périphérique arbitraire et
la dissociation des différents étages de la chaîne de commande de la force pas réellement
physiologique (Bary & Enoka, 2007).
Parmi les éléments potentiels impliqués dans la fatigue périphérique, figurent le flux
sanguin et les réserves en substrats énergétiques. Le flux sanguin approvisionne le muscle qui
travaille en apport en oxygène (O2), nécessaire pour le métabolisme oxydatif et le
prolongement de la tâche. Une limitation du flux sanguin lors de l’exercice aura comme
conséquence une diminution de la resynthèse de l’ATP par la voie oxydative et amènera une
sollicitation accrue de la glycolyse anaérobie pour répondre à la demande et une accélération
de l’apparition de la fatigue. Concernant les réserves en substrats énergétiques, la déplétion
des réserves des hydrates de carbone, conditionne l’arrêt de l’exercice, influençant ainsi
considérablement la performance en endurance. Toutefois, dans le cas des exercices de courte
durée (présent travail), ces considérations sont moins déterminantes. De plus, le domaine du
métabolisme lors de l’ES a largement était étudié dans la littérature (cf. chapitre 2.3.:
Sollicitation métabolique), tandis que les interactions entre le SNC et le muscle en travail
électro-stimulé restent encore à être élucider. Ainsi, dans le cadre de la présente étude, nous
nous sommes plus particulièrement focalisés à l’aspect neurophysiologique de la fatigue
induite par ES.
22
Figure 9 : Sites potentiels de la fatigue neuromusculaire. La fatigue centrale est associée aux altérations d'un des trois premiers sites (1-­3) tandis que la fatigue périphérique (en aval de la jonction neuromusculaire en rouge) est associée à des altérations survenant aux autres sites (4-­9). Le feedback sensoriel peut affecter la fatigue centrale au niveau spinal ou supra-­spinal (d’après Enoka, 2008). 3.3. Exploration de la fatigue et mécanismes impliqués dans le développement de
la fatigue
Dans cette partie nous allons nous intéresser aux méthodes d’évaluation de la fatigue
neuromusculaire et aux principaux mécanismes associés à cette diminution de la capacité à
générer de force. La distinction entre fatigue centrale et fatigue périphérique est retenue,
malgré son imperfection, puisqu’elle a largement été utilisée dans les études de physiologie de
l’exercice et elle permet une meilleure visualisation et compréhension du phénomène
complexe de la fatigue.
3.3.1. La fatigue centrale
La fatigue centrale est définie comme une réduction du niveau d’activation pendant
l’exercice et les mécanismes responsables de cette réduction peuvent se situer au niveau
spinal et/ou supraspinal (Gandevia, 2001). La fatigue centrale peut aussi être considérée
comme un mécanisme adaptatif de limitation musculaire qui permet d’économiser le muscle
avant que la fatigue périphérique ne se développe et ne conduise à l’arrêt de la tâche. Cette
hypothèse suggère que le muscle serait lui-même à l’origine de la limitation de son activité et
23
implique une série de mécanismes adaptatifs au niveau spinal et supraspinal. Avant de
présenter ces mécanismes, nous allons d’abord nous intéresser aux méthodes d’exploration de
la fatigue centrale.
3.3.1.1. Exploration de la fatigue centrale
Plusieurs techniques permettent d’évaluer les altérations d’origine centrale. Le calcul
du niveau d’activation volontaire et l’analyse de l’activité électromyographique (EMG) sont
deux méthodes d’investigation permettant de caractériser l’activation nerveuse en renseignant
sur le nombre d’UM recrutées et/ou sur la fréquence de décharge de ces UM. A ces
techniques, il convient d’ajouter d’autres méthodes d’exploration de la fatigue centrale
(stimulation magnétique transcrânienne, spectroscopie dans le proche infrarouge) qui ne sont
pas utilisées dans ce travail et ne seront donc pas développées.
L’activation volontaire, représentant la commande motrice descendante vers les
muscles sollicités lors de l’effort, peut être quantifiée par la technique de la secousse
surimposée, connue comme « twitch interpolation technique » et mise au point par Merton
(1954). Elle consiste à appliquer au niveau du nerf moteur du muscle considéré un ou
plusieurs stimuli électriques supramaximaux surimposés à la Contraction Maximale
Volontaire (CMV). La stimulation du nerf moteur permet de détecter une éventuelle
incapacité à activer maximalement le muscle (Figure 10).
Figure 10 : Technique de la secousse surimposée (twitch interpolation) lors d'une CMV et la secousse contrôle évoquée au repos. Si le muscle est activé maximalement, la stimulation exogène n’entraîne pas d’incrément de la
force enregistrée. Au contraire, une augmentation de la force suite à la stimulation surimposée
24
indique une activation incomplète des UM, à la fois spatiale et temporelle (Belanger &
McComas, 1981). Plus l’amplitude de la réponse mécanique surimposée à la CMV sera
grande, plus le niveau d’activation sera incomplet. La capacité du SNC d’activer
maximalement le muscle est quantifiée en exprimant l’augmentation de la force induite par la
stimulation surimposée en fonction de la secousse évoquée au repos sur le même muscle
(Allen et al, 1995). Il faudra souligner qu’une activation incomplète ne doit pas
systématiquement être interprétée comme une fatigue centrale, puisque certains groupes
musculaires, comme les fléchisseurs du coude (Allen et al, 1998) ou les fléchisseurs plantaires
(Belanger & McComas, 1981), sont difficiles à activer maximalement. Par conséquent, le
déficit d’activation est évalué par la réduction du niveau d’activation entre avant et après un
exercice fatigant.
La technique de la « twitch interpolation » est largement utilisée dans les études de la
fatigue neuromusculaire afin d’identifier un déficit de la commande centrale lors de l’exercice
fatigant. Par contre, de récentes études mettent en évidence une participation des mécanismes
cellulaires à l’incrément de la secousse surimposée lors de la fatigue. En effet, Place et al
(2008) ont observé, sur des fibres isolées de souris, qu’une partie de l’augmentation de la
secousse surimposée à des trains de stimulation pouvait être attribuée à une augmentation de
la concentration de calcium intracellulaire ou à une augmentation de la sensibilité des
protéines contractiles au Ca2+. Bien que ces expériences soient effectuées sur un modèle de
fatigue musculaire in vitro, loin du modèle humain in vivo, ces résultats imposent
d’interpréter avec prudence les données issues de la technique d’interpolation pour évaluer la
fatigue centrale, ou de lui adjoindre d’autres méthodes en appui.
Une autre méthode permettant l’évaluation de la fatigue centrale est l’analyse de
l’activité EMG des muscles agonistes. Le signal EMG de surface représente l’état de la
commande nerveuse et peut être utilisé comme un indicateur acceptable du recrutement des
UM (Moritani & Muro, 1987), à la fois recrutement spatial et temporel, sans pour autant
permettre de faire la distinction entre ces deux modalités de recrutement (De Luca, 1997). De
ce signal EMG de surface, la valeur efficace peut être extraite (Root Mean Square ou RMS),
représentant l’activité musculaire globale. L’intensité de la tâche détermine l’évolution du
signal EMG. Ainsi, pendant des contractions isométriques sous-maximales soutenues jusqu’à
épuisement, l’activité EMG augmente progressivement, reflétant une augmentation du
recrutement et/ou de la fréquence de décharge des UM pour faire face à l’installation de la
fatigue (Bigland-Ritchie et al, 1986b). A l’inverse, lors de CMV soutenues jusqu’à
épuisement ou effectuées suite à un exercice fatigant, le RMS diminue, mettant en évidence
25
un déficit d’activation (Bigland-Ritchie et al, 1981). Cependant, la chute de l’amplitude du
signal EMG peut également être due à une perte de l’excitabilité musculaire (Fitts, 1994).
Ainsi, Kent-Braun (1999) a souligné l’importance de normaliser l’activité EMG obtenue
pendant une CMV par l’amplitude de l’onde M (voir Figure 16), indicateur de l’excitabilité
musculaire (Fuglevand et al, 1993). Cette procédure de normalisation permet d’exclure toutes
les modifications pouvant intervenir à la périphérie du système neuromusculaire (ex.
altération de la transmission neuromusculaire), pouvant influencer le signal EMG. Une
diminution du signal EMG normalisé par l’onde M (RMS/M) peut être interprétée comme
signe de fatigue centrale.
Un phénomène qui peut compliquer l’interprétation du signal EMG est celui de
l’annulation du signal EMG ou « signal EMG amplitude cancellation » (Gandevia, 2001;
Dimitrova & Dimitrov, 2003; Keenan et al, 2005). Considérant l’EMG de surface comme la
somme algébrique de l’ensemble des PA se propageant sous la surface des électrodes de
détection, et que deux PA synchronisés, de même amplitude et ayant l’un une déflection
positive et l’autre négative peuvent s’annuler, l’annulation des PA entre eux résulterait en un
signal EMG dont l’amplitude serait théoriquement égale à zéro. Lorsque le muscle est proche
de son activation maximale, près de 62% des PA seraient annulés par ce phénomène (Keenan
et al, 2005). Il est donc évident que le signal EMG ne peut pas être considéré comme le reflet
parfait de l’activation centrale, puisqu’il sous-estime l’activation musculaire et cela à cause de
la perte d’une partie du signal, d’où l’importance de l’associer à d’autres mesures. Toutefois,
ces techniques sont considérées comme suffisamment fiables pour quantifier la fatigue
centrale dans des conditions in vivo (Kent-Braun & Le Blanc, 1996; Kent-Braun, 1999;
Taylor et al, 2006).
Les deux techniques permettant l’évaluation de l’activité volontaire, sont la résultante
de l’activation du système nerveux et la conduction de celui-ci dans la moelle épinière et ne
permettent donc pas de faire la distinction entre les mécanismes spinaux et supraspinaux de la
fatigue. Chez l’homme, afin de dissocier l’origine spinale et supraspinale des altérations
survenant lors de la fatigue, il convient de coupler les méthodes globales enregistrant
l’activation musculaire (niveau d’activation volontaire, activité EMG) avec des techniques
évaluant les structures spinales. L’étude du reflexe de Hoffmann (reflexe H) peut être utilisée
pour examiner l’excitabilité spinale, bien qu’il puisse être modulé par des inhibitions
présynaptiques (Zehr, 2002; Misiaszek, 2003).
26
La réponse reflexe H est évoquée par l’application d’un simple stimulus sous-maximal
au niveau du nerf moteur, afin d’activer sélectivement les afférences Ia, celles dernières
provoquant l’activation d’une partie du pool des motoneurones α. La figure 11 présente la
méthodologie d’enregistrement du reflexe H. Le reflexe H est largement utilisé dans les
études de la physiologie de l’exercice comme un indice de l’excitabilité spinale. Sa réponse
maximale (Hmax) est traditionnellement exprimée en fonction de la réponse Mmax
(Hmax/Mmax), qui représente l’activation synchrone de toutes les UM. Cette normalisation,
tout comme la normalisation du RMS par rapport à la réponse Mmax, permet de s’affranchir
des éventuels changements de l’excitabilité membranaire.
27
Figure 11 : Méthodologie d'enregistrement du reflexe H : A) A faible intensité, la stimulation au niveau du nerf moteur évoque un potentiel d’action d’abord dans les fibres nerveuses afférentes Ia (réponse 1). Cela est du à leur plus gros diamètre par rapport aux axones moteurs. L’activation des afférences Ia arrive jusqu’à la moelle épinière et provoque l’activation du motoneurone α. Celui-­ci répond par un stimulus efférent qui descend vers le muscle (réponse 2) où il est enregistré comme une réponse H. En augmentant l’intensité de stimulation, l’axone moteur est excité (voie efférente) qui provoque deux réponses : une se propageant au sens orthodromique vers le muscle (réponse 3) et une se propageant dans le sens antidromique vers la moelle épinière (réponse 3’). Celle dernière entre en collision avec la réponse reflexe des motoneurones (d’après Aagard et al, 2002). B) Cette collision entraine une suppression partielle, puis totale du reflexe H avec l’augmentation de l’intensité de stimulation et l’apparition de l’onde M. 3.3.1.2. Mécanismes impliqués dans le développement de la fatigue centrale
Les mécanismes explicatifs de la fatigue centrale, restant toujours sujets à discussion,
peuvent se situer au niveau supraspinal ou spinal. Une commande descendante sous-optimale
du cortex moteur peut être expliquée par des modifications neurochimiques survenant au
niveau supraspinal (Guezennec 2000; Meussen, 2007). En effet, des expérimentations
pharmacologiques ont permis de démontrer le rôle des neurotransmetteurs dans la fatigue à
l’exercice (Bailey et al, 1993; Seguin et al, 1998). Une diminution de la concentration des
28
neurotransmetteurs (dopamine, noradrénaline, sérotonine) pourrait être un facteur responsable
de la modulation de la commande supraspinale en situation de fatigue (Seguin et al, 1998;
Nybo & Secher, 2004). Toutefois, il semble que ces altérations ne surviennent qu’à la suite
d’efforts volontaires prolongés (Davis & Bailey, 1997).
La fatigue centrale peut également être due à des altérations survenant au niveau
spinal. L’excitabilité reflexe, analysée par l’étude du reflexe H et du rapport Hmax/Mmax,
peut être altérée en situation de fatigue. D’après Misiaszek (2003), l’amplitude du reflexe H
peut être affectée par trois phénomènes : i) l’excitabilité des motoneurones, ii) la quantité des
neurotransmetteurs libérés par les terminaisons afférentes et iii) les propriétés intrinsèques des
motoneurones. Il est maintenant évident que le reflexe H n’est pas seulement le résultat de la
voie monosynaptique entre les afférences Ia et le motoneurone, mais ce reflexe dépend d’un
ensemble d’interactions complexes au niveau des motoneurones. Des mécanismes inhibiteurs
ou facilitateurs, provenant des centres supraspinaux ou de la périphérie, peuvent modifier
l’excitabilité spinale (Zehr, 2002). Il s’agit des mécanismes d’inhibition présynaptique, de
dépression postactivation, d’inhibition réciproque ou encore d’inhibition récurrente.
L’inhibition présynaptique est modulée par l’action d’un interneurone inhibiteur
agissant sur les terminaisons des afférences Ia en
réduisant la quantité des neurotransmetteurs libérés
au niveau de la synapse et donc inhibant la
dépolarisation du motoneurone (Figure 12). Les
mécanismes
impliquant
interneurones
responsables
présynaptique,
sont
encore
l’activation
de
mal
des
l’inhibition
définis.
Ils
semblent toutefois de nature à la fois centrale et
périphérique,
Figure 12 : Principe de l'inhibition présynaptique. La transmission entre les afférences Ia et les motoneurones α est inhibée par l’action d’un interneurone inhibiteur, dont les sources d’activation sont toujours discutées dans la littérature (d’après Zehr, 2002) via
l’action
de
récepteurs
périphériques (ex. organes tendineux de Golgi,
fuseaux neuromusculaires, récepteurs cutanés) et
de la commande supraspinale descendante (Burke
et al, 1984; Stein, 1995; Zehr, 2002).
29
Le phénomène de dépression postactivation résulte de la sollicitation répétée des
afférences Ia, provoquant une diminution des neurotransmetteurs disponibles au niveau de la
synapse. Ainsi l’amplitude du reflexe H dépend de la fréquence à
laquelle les fibres Ia sont sollicitées (Figure 13). Cela a eu des
répercussions
méthodologiques
directes,
en
poussant
les
expérimentateurs à choisir de longs délais d’inter-stimulations (> 5
s) évoquant le reflexe H.
L’inhibition réciproque est un autre mécanisme pouvant
influencer l’amplitude du reflexe H. Lors d’une contraction
volontaire, les fibres Ia du muscle agoniste vont activer d’une part
les motoneurones α de ce muscle, mais aussi un interneurone
inhibiteur qui se projette sur le pool motoneuronal du muscle
antagoniste (Figure 14). Ainsi, lorsque le muscle agoniste est
activé, les afférences provenant de ce muscle vont inhiber les
motoneurones du muscle antagoniste (Tanino et al, 2004).
Considérant que le phénomène de co-contraction (contraction des
Figure 13 : Dépression postactivation du reflexe H suite à des changements de la fréquence de stimulation évoquant celui-­ci. Avec l’augmentation de la fréquence de stimulation, l’amplitude du reflexe diminue, tandis qu’il n’y a pas de changement de l’onde M (d’après Kimura et al, 1994). muscles antagonistes parallèlement à la contraction des muscles
agonistes) est présent dans toute contraction volontaire, l’enregistrement de l’activité EMG du
muscle antagoniste lors des mesures du reflexe H est indispensable.
Figure 14 : Innervation réciproque du muscle tibialis anterior (JA) par les projections des afférences de son antagoniste (muscle soleus, SOL) et contrôle supraspinal des cellules de Renshaw (d’après Castaigne et al, 1978). L’excitabilité des motoneurones peut également être influencée par une régulation
interne nommée inhibition récurrente (Figure 15): les axones des motoneurones α possèdent
des collatérales excitatrices se projetant sur des interneurones, nommés cellules de Renshaw
(Hultborn et al, 1987). Les cellules de Renshaw sont capables d’inhiber ou d’exciter les voies
reflexes par des projections sur le motoneurone lui-même (voie de contrôle des motoneurones
30
activée par les motoneurones eux-mêmes). Elles ont des projections aussi sur les
motoneurones des muscles synergistes, sur des interneurones inhibiteurs ou sur autres cellules
de Renshaw (Katz et al, 1982). Enfin, leur activité est aussi régulée par des centres
supraspinaux.
Figure 15 : Inhibition récurrente du muscle agoniste et connections des cellules de Renshaw entre muscles synergistes (d’après Katz & Pierrot-­
Deseilligny, 1998). Au repos et avec une méthodologie rigoureuse (posture, niveau d’attention, fréquence
des stimulations évoquant le reflexe H, contrôle de l’activité des muscles antagonistes), le
reflexe H et le ratio Hmax/Mmax peut être considéré comme un indice fiable de l’excitabilité
spinale (Zehr, 2002). Les modulations de l’excitabilité reflexe sont maximales lorsque le
reflexe est évoqué au cours de contractions volontaires. Ainsi, le reflexe H mesuré en
condition de repos ne peut pas refléter les adaptations survenues lors d’un effort volontaire.
• Régulation centrale des afférences périphériques
Selon la théorie de la « sagesse musculaire », l’idée de l’optimisation de la commande
motrice repose sur l’existence d’une boucle de régulation par laquelle s’effectue l’intégration
des informations provenant du muscle actif afin que les centres spinaux et supraspinaux
puissent adapter la commande efférente en direction de ce même muscle. Le retour
d’information sensorielle, permettant l’ajustement du niveau d’activation, se fait par
l’intermédiaire des afférences musculaires, qui renseignent le SNC sur les variations de
longueur et de tension du muscle ainsi que sur ses changements métaboliques et chimiques.
31
Les informations liées à la longueur et la tension du muscle sont transmises par des afférences
de gros diamètre de type Ia et Ib. Les afférences Ia proviennent des fuseaux neuromusculaires
et envoient des informations sur la longueur du muscle, tandis que les afférences Ib sont
issues des organes tendineux de Golgi et transmettent des informations sur la tension exercée
par le muscle sur son insertion tendineuse. Cependant, leur influence sur la fréquence de
décharge des motoneurones α est de faible importance comparée à l’effet des afférences
métabo-sensibles (type III et IV) lors de l’installation de la fatigue (Hayward et al, 1991).
Les afférences de petit diamètre de type III et IV ont reçu une attention particulière au
cours des dernières années. Ces afférences, à la fois mécano-sensibles et métabo-sensibles
(type III) ou uniquement métabo-sensibles (type IV), peuvent être activées par des agents
chimiques associés à la douleur musculaire tels que la bradykinine, ou impliqués dan la
fatigue musculaire comme les ions de potassium, le lactate ou le phosphate inorganique
(Mense, 1977; Kniffki et al, 1978). Selon certains auteurs, ces afférences auraient des
projections au niveau spinal et pourraient ainsi influencer l’excitabilité des motoneurones α
(Bigland-Ritchie et al, 1986b; Garland & McComas, 1991), via l’activation des inhibitions
présynaptiques des fibres Ia (Duchateau & Hainaut, 1993). D’autres études suggèrent que les
afférences musculaires de petit diamètre auraient des projections au niveau des centres
supraspinaux et agiraient ainsi en amont du cortex moteur pour altérer la commande nerveuse
descendante vers les motoneurones (Gandevia et al, 1996; Taylor et al, 2006). Des études
récentes ont mis en évidence un effet différencié de ces afférences au niveau spinal, selon le
groupe musculaire étudié. En effet, Martin et al (2006) ont montré que l’activation des
afférences de type III et IV aurait un effet facilitateur pour les fléchisseurs du coude, tandis
que pour les extenseurs du coude ces afférences auraient un effet inhibiteur lors de
contractions fatigantes. Même si leurs actions exactes sur le pool des motoneurones ou sur les
centres supraspinaux restent toujours à élucider, leur activation lors des efforts fatigants peut
transmettre des informations sensitives du muscle actif au SNC afin que celui-ci puisse
réguler la commande motrice.
3.3.2. La fatigue périphérique
La fatigue périphérique comprend les mécanismes situés au-delà de la jonction
neuromusculaire et inclut ainsi les processus allant de l’excitation musculaire jusqu’à la
formation des ponts actine-myosine (Fitts, 1994).
32
3.3.2.1. Exploration de la fatigue périphérique
La technique de la neurostimulation, mise au point par Desmedt (1958), permet
d’étudier de façon non-invasive les propriétés contractiles du muscle, ainsi que l’excitabilité
musculaire. Elle consiste à appliquer, au repos et en conditions isométriques, un stimulus
électrique de durée et d’intensité optimales au niveau du nerf moteur, afin de provoquer une
réponse maximale du muscle. A cette simple stimulation électrique le muscle va donner une
réponse électrique, nommée onde M (Mmax), et une réponse mécanique associée, la secousse
mécanique (twitch, cf. Figure 16).
Figure 16 : Réponse électrophysiologique M maximale (Mmax, à gauche) et réponse mécanique associée (twitch, à droite), suite à une stimulation électrique du nerf moteur. La Mmax, enregistrée par l’électromyographie de surface, et le twitch, enregistré comme le
moment résultant, renseignent sur les mécanismes périphériques (au-delà du point de
stimulation) des altérations survenues lors de la fatigue.
L’onde Mmax correspond à la somme des PA évoqués par stimulation électrique de
toutes les UM du muscle, qui, en intensité maximale de stimulation, sont recrutées de façon
synchrone (activation musculaire maximale). L’onde Mmax est un indice de l’excitabilité
musculaire, puisqu’elle renseigne sur l’efficacité de la transmission et de la propagation des
PA le long des fibres musculaires. Elle est caractérisée par son amplitude et sa durée. La
diminution de l’amplitude de l’onde M peut être interprétée comme une altération de la
transmission neuromusculaire (Fuglevand et al, 1993). Elle indique également une altération
d’un ou plusieurs processus impliqués dans la transformation du PA axonal en un PA
musculaire. La durée de l’onde M renseigne sur la vitesse de conduction des PA le long du
sarcolemme (Moritani et al, 1985).
Même si la secousse musculaire simple n’est pas un événement physiologique dans
des situations in vivo, l’étude des secousses isométriques après un exercice fatigant permet
33
d’évaluer les mécanismes cellulaires de la contraction (Fitts, 2008). Les paramètres de la
secousse musculaire (amplitude, temps et vitesse de contraction et de relaxation) renseignent
sur les propriétés contractiles du muscle. Ainsi le pic de force de la secousse est un indice du
nombre de ponts d’actine-myosine formés et de la force qu’ils génèrent, tandis que les
paramètres de la contraction et de la relaxation sont plutôt associés aux mouvements calciques
dans le muscle (Fitts, 1994).
3.3.2.2. Mécanismes impliqués dans le développement de la fatigue périphérique
En situation de fatigue, une défaillance de la propagation neuromusculaire, mise en
évidence par la diminution de l’amplitude de l’onde Mmax ou par l’augmentation de sa durée,
peut apparaître. Cette éventuelle défaillance inclut des altérations survenant à des sites distaux
du point de stimulation (axone moteur, jonction neuromusculaire, sarcolemme). Au niveau de
la jonction neuromusculaire, une réduction de la libération de l’acétylcholine (ACh) à la fente
synaptique ou une moindre sensibilité des récepteurs de l’ACh au niveau post-synaptique,
peuvent induire une altération de la propagation des signaux. Cependant, en conditions
physiologiques, la jonction neuromusculaire ne semble pas jouer un rôle limitant la
propagation des PA (Gandevia, 2001). La propagation des PA le long de toutes les
bifurcations axonales dans le muscle peut également être altérée (Grossman et al, 1979),
limitant ainsi le nombre des fibres musculaires dépolarisées et provoquant une diminution de
l’amplitude de l’onde Mmax. Une diminution de l’excitabilité sarcolemmale peut aussi être à
l’origine des changements de l’amplitude de l’onde Mmax. L’excitabilité sarcolemmale et par
conséquent l’amplitude de la Mmax, peuvent diminuer suite à des exercices intenses
(Sjoagaard et al, 1985; Hargeaves et al, 1998). Cette diminution est due à des variations de la
concentration des électrolytes de chaque côté de la membrane musculaire. Une activité
insuffisante des pompes Na+-K+, ne pouvant plus restaurer les gradients électrochimiques à
travers la membrane, entraînerait l’augmentation de la concentration de potassium (K+)
extracellulaire, parallèlement avec une augmentation de sodium (Na+) intracellulaire (Hicks &
McComas, 1989). Le déséquilibre des concentrations ioniques suite à l’activation musculaire
fatigante, induit une perte de l’excitabilité musculaire et par conséquent une diminution de la
force (Allen et al, 2008). West et al (1996) ont montré que la propagation des PA serait plutôt
défaillante au niveau des tubules T, initiateurs de la transmission des PA à l’intérieur de la
cellule musculaire. Toutefois, il faut mentionner qu’il existe des processus compensatoires,
34
agissant de manière concomitante, afin d’éviter l’augmentation de la concentration
extracellulaire de K+ ou de diminuer ses effets délétères à la fonction musculaire, tels que
l’activité des canaux chloriques ou la stabilisation de la libération de Ca2+ par le réticulum
sarcoplasmique (RS) (Allen et al, 2008).
Au niveau intracellulaire musculaire, la fatigue peut-être liée à des phénomènes
concernant des variations de concentration, de distribution, de liaison et de mouvement du
Ca2+. Le processus par lequel l’activité électrique dans les tubules T conduit à la libération du
Ca2+ stocké dans le RS, initiant l’interaction entre l’actine et la myosine, et permettant la
contraction musculaire, est appelé couplage excitation-contraction (E-C). La membrane des
tubules T contient une grande quantité des canaux calciques (récepteurs à la
déhydropyridine), qui s’ouvrent lors de l’arrivée d’un PA provoquant l’entrée de Ca2+ dans la
cellule. Ce Ca2+ va venir se fixer sur les récepteurs à la ryanodine du RS et provoquer leur
ouverture. Il s’en suit une sortie massive de Ca2+ du RS qui sera ensuite à l’origine de la
formation des ponts actine-myosine. La mesure des changements électriques survenant dans
les tubules T étant difficile (Allen et al, 2008), l’étude du couplage E-C se limite aux
changements de la configuration du RS. Bellinger et al (2008) ont montré une fuite de Ca2+
des canaux du RS (récepteurs à la ryanodine) vers le cytosol, due à une hyperphosphorylation
de ces derniers, qui altère l’équilibre nécessaire entre la libération et la recapture du Ca2+ par
le RS, influençant ainsi la cinétique du Ca2+ lors de l’installation de la fatigue et provoquant
une défaillance du couplage E-C. L’altération de la cinétique de Ca2+ comprend la diminution
de la libération de Ca2+ par le RS ou encore la diminution de la recapture du Ca2+ par le RS
tandis que la diminution de la sensibilité des protéines contractiles au Ca2+ peut être une autre
cause de l’altération du couplage E-C (Westerblad & Allen, 1991; Allen & Westerblad,
2001).
L’accumulation de certains métabolites peut provoquer une défaillance du couplage EC (Fitts, 1994; 2008; Allen et al, 2008). L’accumulation intracellulaire des ions d’hydrogène
(H+) diminuerait la libération du Ca2+ par le RS et l’affinité de la troponine au Ca2+ (Fitts,
1994; Favero et al, 1995). La présence de phosphate inorganique (Pi), métabolite de
l’hydrolyse de l’ATP et de la phosphocréatine (PCr), est une autre cause qui pourrait altérer
l’efficacité du couplage E-C. En effet, l’augmentation de sa concentration lors de la fatigue
entraîne une pénétration du phosphate dans le RS. Le Pi se lie avec le Ca2+ pour former du
phosphate de calcium, ce qui a pour effet de réduire la quantité du Ca2+ libre nécessaire pour
initier la formation des ponts actine-myosine (Allen et al, 2002; Steele & Duke, 2003). De
plus, la présence du Pi peut directement influencer l’activité des ponts actine-myosine, soit en
35
diminuant le nombre des ponts formés soit en agissant sur leur détachement, induisant ainsi
une diminution de la force et le ralentissement des propriétés de la secousse (Westerblad et al,
1991). Cependant, le rôle des H+ et du Pi dans le développement de la fatigue périphérique a
été mis récemment en cause. En effet, il semblerait qu’à des températures physiologiques, leur
effet négatif sur la diminution de la force soit limité (Allen et al, 2008). Le rôle des ROS
(« reactive oxygen species » ou espèces oxygénées réactives) dans la fonction musculaire a
aussi été étudié. Si leur production dépasse la capacité de leur prise en charge par le système
anti-oxydant, la contraction musculaire lors de la fatigue semble être affectée ; toutefois, les
mécanismes exacts par lesquels ils contribuent à la fatigue ainsi que le type de ROS impliqués
dans ce phénomène ne sont pas totalement élucidés (Allen et al, 2008).
Parallèlement à ces divers mécanismes, il est important de citer un phénomène
interagissant avec la fatigue périphérique et plus particulièrement sur le couplage E-C. Il
s’agit de la potentiation, manifestée par une augmentation de la force développée après une
activité musculaire volontaire ou évoquée (Houston & Grange, 1990). Cette augmentation de
la force est généralement attribuée à une phosphorylation accrue des chaînes légères
régulatrices de myosine qui entraîne une augmentation de la sensibilité des myofilaments au
Ca2+ et le déplacement du filament de myosine dans une configuration optimale pour
l’attachement avec le filament d’actine (Sweeny et al, 1993). Le cycle d’attachement et de
détachement des ponts devient plus efficace, en termes de force développée et de rapidité
d’attachement et de détachement (Rassier & McIntosh, 2000). Ainsi, sur une simple secousse,
elle induit un effet inverse à celui de la fatigue, voire une augmentation de l’amplitude de la
secousse et une amélioration de la contraction et de la relaxation. Tout comme la fatigue, la
potentiation apparaît dès le début de l’activité musculaire et elle peut perdurer jusqu’à 10 min
après la fin de l’exercice (Baudry & Duchateau, 2004). Ces deux phénomènes alors peuvent
coexister (Rassier & McIntosh, 2000) et induire des effets inverses sur la secousse mécanique.
Celle dernière doit être considérée comme le résultat des effets combinés de la fatigue et de la
potentiation. Récemment des études ont montré que ces deux phénomènes, potentiation et
fatigue périphérique pouvaient être différentiés grâce à une méthode d’analyse du signal EMG
(RQA ou « recurrence quantification analysis ») mais utilisable seulement lors de
contractions volontaires (Morana et al, 2009). La prévalence d’un effet sur l’autre semble
dépendre de la nature de la tâche, de la typologie du muscle étudié et de l’entraînement des
sujets (Fowles & Green, 2003). Toutefois, la potentiation a un plus grand effet lorsque le
niveau de Ca2+ myoplasmique est bas, i.e. lors d’une stimulation unique ou de trains de
36
stimulation à basse fréquence (10 Hz) mais pas lors de stimulations à haute fréquence (100
Hz), où le niveau de Ca2+ est saturé (Vandeboom et al, 1993).
3.4. ES et fatigue neuromusculaire
Comme nous avons vu dans le chapitre précédent (2.3. Sollicitation métabolique), les
données de la littérature montrent que la fatigue neuromusculaire est supérieure suite à un
protocole d’ES comparé à un protocole volontaire de même intensité (Sinacore et al, 1990;
Ratkevicius et al, 1998; McNeil et al, 2006; Theurel et al, 2007). Cette fatigue supérieure
induite par ES est attribuée au pattern de recrutement des UM imposé par cette technique, qui
a pour conséquence une sollicitation métabolique plus importante et ainsi une fatigue
neuromusculaire plus prononcée. Cependant, la plupart des travaux cités précédemment ne se
sont pas intéressés à distinguer précisément les mécanismes de la fatigue, qui comme nous
venons de voir, sont multiples et peuvent survenir à tous les étages de la chaîne de la
commande de la force (niveau central et périphérique), au moins pour la fatigue induite en
mode volontaire.
Etant donné que l’ES sollicite l’ensemble du système neuromusculaire, nous pouvons
nous attendre à des altérations survenant à un endroit quelconque de la chaîne de commande
et de production de la force. Suite à un protocole d’ES intermittent à 15 Hz sous ischémie,
Garland & McComas (1990) ont observé une diminution de 38% de la CMV du triceps surae,
attribuée au développement d’une fatigue au niveau central. En effet, ils ont observé une
diminution du RMS sans altération concomitante de l’onde M ainsi qu’une diminution du
reflexe H, suggérant des altérations survenant au niveau spinal, suite à l’activation des
afférences musculaires. De même, Duchateau & Hainaut (1993) ont rapporté une dépression
du reflexe H après un protocole d’ES à 30 Hz, appliqué au muscle abductor pollicis brevis
(APB), attribuée aux changements métaboliques et chimiques du muscle stimulé. Un
protocole d’ES utilisant des fréquences de stimulation plus élevées (75 Hz) appliqué au
triceps surae a entraîné une diminution du niveau d’activation et du ratio RMS/Mmax sans
modification survenant au niveau spinal, ainsi qu’une altération des paramètres au niveau
périphérique (Boerio et al, 2005), suggérant le développement d’une fatigue d’origine
supraspinale et périphérique. Le même protocole d’ES appliqué au muscle quadriceps n’a
entraîné que des modifications au niveau périphérique, excitabilité musculaire et propriétés
contractiles, mises en évidence par une diminution de l’amplitude de l’onde M et de la
37
secousse mécanique (Zory et al, 2005). Le fait que ces deux groupes musculaires (triceps
surae et quadriceps) soient de nature et de fonction différentes permet d’envisager
l’hypothèse d’une modulation des sites de la fatigue neuromusculaire en fonction des muscles
électro-stimulés.
Il est maintenant communément admis qu’indépendamment du groupe musculaire
étudié, la fréquence de stimulation détermine la nature de la fatigue induite par ES. En effet,
la diminution de l’amplitude de l’onde M, indice de l’excitabilité musculaire, est considérée
comme le principal mécanisme responsable de la fatigue neuromusculaire suite à des
contractions électriquement induites à hautes fréquences (80 et 100 Hz, Badier et al, 1999;
Darques et al, 2003; Zory et al, 2005), tandis que la même énergie délivrée avec des
stimulations à 10 Hz induit une altération des propriétés contractiles du muscle, sans
altération de la propagation des signaux (Badier et al, 1999; Darques et al, 2003). L’altération
des propriétés contractiles est mise en évidence par une diminution de l’amplitude de la
secousse mécanique et l’allongement des temps de contraction et de relaxation (Hainaut &
Duchateau, 1989; Thompson et al, 1992).
Comme nous venons de voir, la fatigue neuromusculaire induite par ES peut être attribuée à la
fois à des facteurs centraux et périphériques. Le groupe musculaire étudié et les paramètres de
stimulation (fréquence de stimulation) jouent un rôle important sur la nature de la fatigue
développée. Par contre, toutes les études se sont intéressées à évaluer la fatigue après un
protocole d’ES, sans regarder l’évolution de différentes composantes de la fatigue au cours du
protocole. Considérant la fatigue comme un phénomène adaptatif qui se met en place dès le
début de l’activité musculaire, nous pouvons nous attendre à l’apparition puis à la disparition
des mécanismes compensatoires mis en place par le SNC pour faire face à la diminution de la
capacité de générer une force. Effectuer des mesures seulement après un protocole d’ES ne
donne pas la possibilité d’étudier ces phénomènes transitoires. Il est donc important de
regarder la cinétique d’apparition et disparition de ces phénomènes, afin de mieux comprendre
les stratégies compensatoires du SNC.
38
4. Les applications de l’ES dans le cadre du traumatisme
médullaire
4.1. Les usages de l’ES
L’ES a de nombreuses applications dans le domaine médical mais aussi dans les
programmes de renforcement musculaire inclus dans l’entraînement des sportifs. L’utilisation
de l’ES dans ce dernier contexte a débuté dans les années 1970, suite aux travaux de Yakov
Kots (1971, cité dans Ward & Shkuratova 2002), qui a été le premier à montrer l’intérêt de
l’ES dans l’amélioration de la performance des athlètes. Depuis, des effets bénéfiques de l’ES
ont été rapportés dans différentes activités physiques, comme la natation (Pichon et al, 1995),
le basket-ball (Maffiuletti et al, 2000) ou le volley-ball (Maffiuletti et al, 2002a). De plus,
l’ES semble être un stimulus efficace pour augmenter la capacité de production de force
volontaire, de différents groupes musculaires, comme le triceps surae (Martin et al, 1993;
Maffiuletti et al, 2002b), le quadriceps (Parker et al, 2003), le biceps brachii (Colson et al,
2000). Comparés à l’entraînement volontaire, les gains de force induits par l’ES ne semblent
par être plus importants que ceux obtenus après un entraînement en mode volontaire (Bax et
al, 2005). L’ES serait donc plutôt une méthode complémentaire au renforcement musculaire
volontaire chez les sujets sains et son plus grand intérêt résiderait dans son utilisation à la
suite d’un traumatisme entraînant une période d’immobilisation.
Des programmes de renforcement musculaire ont été aussi mis en place pour des
populations ayant une tolérance réduite à l’exercice, telles que les insuffisants cardiaques
(Deley et al, 2005), les malades respiratoires (Neder et al, 2002; Vivotzev, 2006) ou les
personnes âgées (Amiridis et al, 2005). Cette technique a aussi été utilisée chez des sujets
immobilisés (Arvidsson et al, 1986) dans le but de limiter les effets néfastes de
l’immobilisation sur le système neuromusculaire, ou encore chez des personnes atteintes des
lésions de la moelle épinière (Gerrits et al, 2002; Shields & Dudley-Javorofski, 2006). C’est
cette dernière population que nous allons étudier plus particulièrement. Pour les blessés
médullaires, l’ES constitue une méthode unique de suppléance fonctionnelle. Les adaptations
que cette technique induit suite à une application aiguë ou chronique vont être présentées par
la suite.
39
4.2. Le traumatisme médullaire
Suite à un traumatisme médullaire, la destruction d’une portion du circuit sophistiqué
qui unit le cerveau et les organes des sens ou les muscles entraîne des troubles moteurs,
sensitifs et des troubles des fonctions neurovégétatives. Selon le caractère et le niveau
neurologique de la lésion ceux-ci sont plus ou moins importants. Selon le caractère, les
lésions médullaires se distinguent en lésions complètes ou incomplètes. Une lésion complète
implique l’absence totale de sensibilité et de motricité tandis que dans le cas d’une lésion
incomplète
une
persistance
de
sensibilité et de contrôle volontaire
est
observée.
Selon
le
niveau
neurologique de la lésion (cervical,
thoracique,
lombaire)
parties
corps
du
différentes
humain
sont
touchées (Figure 17). Ainsi, une
atteinte au niveau cervical amène
une
tétraplégie
partielle
ou
complète (paralysie des membres
supérieurs et inférieurs), tandis que
la lésion au niveau thoracique
préserve le contrôle des membres
supérieurs et de la respiration.
Toutefois, le tronc et les membres
Figure 17 : Carte de la colonne vertébrale illustrant les parties du corps contrôlées par les nerfs issus de chaque niveau de la moelle épinière. inférieurs sont affectés et nous
parlons
d’une
paraplégie.
Si
l’atteinte de la moelle épinière
survient à un niveau supérieur à T8 les muscles abdominaux sont affectés et le contrôle du
tronc est difficile, parfois impossible. Un niveau de blessure en dessous de T8 préserve le
contrôle du tronc et des muscles abdominaux, permettant une meilleure qualité de vie
concernant nombre de gestes, postures et fonctions impliqués dans la vie quotidienne (toux,
position assise équilibrée, transferts, vie intime). La blessure lombaire ou sacrale de la moelle
épinière affecte le contrôle des membres inférieurs.
L’Association Américaine du Traumatisme Médullaire (American Spinal Cord Injury
Association, ASIA) a défini une classification internationale basée sur des scores sensitif
40
(sensations ressenties au toucher et au pincement à chaque dermatome) et moteur [force de 10
muscles clés avec une échelle (échelle MRC) allant de 0 (absence de contraction musculaire)
à 5 (contraction entraînant un mouvement dans toute l’amplitude articulaire contre une
résistance complète)]. Ainsi, le traumatisme médullaire est classé en 5 catégories:
- ASIA A: lésion de la moelle épinière complète, pas de contrôle moteur ni de retour
sensoriel au niveau sacral S4-S5.
- ASIA B: lésion de la moelle épinière incomplète, pas de contrôle moteur mais retour
sensoriel préservé au niveau sacral S4-S5.
- ASIA C: lésion de la moelle épinière incomplète, avec un contrôle moteur préservé
au-dessous du niveau neurologique de la lésion et plus de la moitié des muscles clés
ont un score < 3.
- ASIA D: lésion de la moelle épinière incomplète, avec un contrôle moteur préservé
au-dessous du niveau neurologique de la lésion et plus de la moitié des muscles clés
ont un score > 3.
- ASIA E: les scores moteurs et sensitifs sont normaux.
En dehors de l’atteinte du contrôle sensoriel et moteur, le traumatisme de la moelle
épinière entraîne de nombreux troubles physiologiques, tels que des troubles respiratoires,
génito-sexuels, rénaux et sphinctériens, ostéo-articulaires (arthrose, ostéoporose), cutanés
(escarres), spasticité… Ce traumatisme est irréversible et aucun traitement pour l’instant ne
permet de restaurer les fonctions déficientes. La lésion de la moelle épinière induit des
adaptations neurales, squelettiques et musculaires du territoire sous-lésionnel, qui dans le cas
des lésions complètes prennent une ampleur beaucoup plus importante que celles observées
chez des blessés médullaires incomplets.
4.2.1. Adaptations de l’organisme suite à la lésion de la moelle épinière
4.2.1.1. Adaptations neurales
Suite à un traumatisme de la moelle épinière, il y a mort de neurones et de cellules
gliales au niveau de la lésion, ainsi qu’un endommagement complet ou partiel des axones
conduisant normalement l’influx nerveux vers le muscle. L’interruption des voies de contrôle
supraspinales descendantes entraîne une réorganisation de la circuiterie spinale. Même si les
motoneurones périphériques restent intacts suite à un traumatisme médullaire, juste après le
41
traumatisme, les motoneurones α présentent une hypoexcitabilité à cause de la perte brutale
des entrées excitatrices supraspinales, interrompues par le traumatisme (Hiersemenzel et al,
2000). Cette absence de contrôle supraspinal n’affecte pas seulement les motoneurones mais
aussi les interneurones et les terminaisons présynaptiques. Ainsi, l’hypoexcitabilité donne
place à une hyperexcitabilité des motoneurones due à une dépression de l’inhibition
présynaptique des afférences Ia (Leis et al, 1996). L’innervation éventuelle des motoneurones
par des axones sains avoisinants est une autre explication de l’hyperexcitabilité
motoneuronale observée chez des sujets présentant un traumatisme médullaire (Deumens et
al, 2005).
4.2.1.2. Adaptations squelettiques
Une des adaptations extrêmement délétère de l’organisme après une lésion de la
moelle épinière est la diminution de la densité minérale osseuse induisant un risque important
de fracture chez cette population (Dudley-Javoroski & Shields, 2008). Les raisons de cette
fragilité osseuse sont variées et elles incluent des déficiences hormonales ou des anormalités
de la circulation sanguine (Frotzler et al, 2008), mais le plus important facteur de la
déminéralisation osseuse est l’absence de charge mécanique sur les os des membres paralysés
(Dudley-Javoroski & Shields, 2008). La diminution de la densité minérale osseuse est plus
prononcée pendant les premières années après le traumatisme (Clasey et al, 2004) et les os
longs (fémur, tibia) sont généralement les plus touchés. En effet, ils représentent les sites
primaires de fracture les plus fréquents, même en l’absence de stress mécanique important au
cours des activités de la vie quotidienne (Frotzler et al, 2008).
42
4.2.1.3. Adaptations musculaires
Le traumatisme médullaire provoque des
modifications importantes des muscles du territoire
sous-lésionnel. Un des phénomènes les plus
apparents est l’atrophie musculaire induite par
l’interruption des voies motrices descendantes.
L’atrophie
musculaire
s’exprime
par
une
diminution significative de la section de surface
des muscles paralysés (Figure 18) couplée avec une
augmentation du tissu adipeux (Figure 19) en
comparaison avec des sujets valides. L’atrophie
musculaire
est
observée
dès
les
premières
semaines après le traumatisme mais diffère selon
Figure 18 : Diminution de la surface de section des muscles gastrocnemius (G), soleus (S) et tibialis anterior (TA) à des différentes périodes après le traumatisme. Les symboles ouverts présentent les valeurs des sujets valides (d'après Castro et al, 1999a). le groupe musculaire (Castro et al, 1999a).
L’atrophie a été attibuée à la fois à la diminution de la synthèse des proteines contractiles et à
l’augmentation de leur dégradation (Urso et al, 2007).
L’atrophie
musculaire
précède
la
transformation typologique des muscles paralysés
(Biering-Sorensen, 2009). En effet cette dernière
survient de 4 à 7 mois après le traumatisme. Elle est
caractérisée par une transformation des fibres
oxydatives (fibres de type I, présentant une grande
capacité oxydative et résistantes à la fatigue) vers des
fibres glycolytiques (fibres de type II, présentant une
grande fatigabilité). Le changement de la typologie
musculaire a été étudié sur divers muscles humains
(quadriceps, soleus, tibialis anterior, gastrocnemii)
par des techniques de marquage de l’adénosine
triphosphatase myofibrillaire (mATPase) ou des
isoformes des chaînes lourdes de myosine (MHC).
Toutes les études mettent en évidence une diminution
Figure 19 : Image IRM de la cuisse d'un sujet valide (a) et d'un patient blessé médullaire incomplet (b) 6 semaines après le traumatisme. La couleur blanche représente la graisse intramusculaire (d'après Gorgey & Dudley, 2007). de la proportion des fibres exprimant les isoformes
lentes de MHC et une prédominence de fibres co-exprimant les isoformes lentes et rapides
43
chez les muscles des blessés médullaires (Martin et al, 1992; Burnham et al, 1997; Castro et
al, 1999b). Cette transformation de la typologie musculaire s’accompagne d’une modification
des protéines responsables de la libération et du re-captage du Ca2+ par le RS. En
conséquence, les muscles paralysés se contractent et se relaxent plus rapidement que les
muscles des sujets valides (Gerrits et al, 1999; Scott et al, 2006). De plus, l’activité des
enzymes clés du métabolisme oxydatif, comme la succinate déhydrogénase, est diminuée
(Martin et al, 1992).
Il est évident que toutes les adaptations musculaires survenues après un traumatisme
médullaire (conversion de la myo-typologie, diminution de l’activité des enzymes oxydatifs)
reflètent l’acquisition d’un profil glycolytique des muscles de ces sujets (Biering-Sorensen,
2009), caractérisé par une grande fatigabilité (Gerrits et al, 1999).
4.3. ES et traumatisme médullaire
Nous venons de décrire les adaptations délétères consécutives à un traumatisme
médullaire. Même si la paralysie des membres et la perte des fonctions du territoire souslésionnel est pour l’instant irréversible, la plasticité dont bénéficie le corps humain, en
fonction des stimuli qu’il reçoit, permet la minimisation des effets de l’immobilisation. L’ES
est un moyen permettant d’évoquer la contraction des muscles paralysés dont le motoneurone
périphérique reste intact. Elle est utilisée tant à des fins trophiques qu’à des fins
fonctionnelles dans cette population. Dans le premier cas, cette méthode permet de diminuer
les effets délètères de l’immobilisation sur la musculature. Une hypertophie des muscles
paralysés est possible après entraînement par ES, ainsi qu’une conversion des fibres
glycolytiques, facilement fatigables (IIx) en fibres mixtes (IIa), présentant des caractéristiques
glycolytiques et oxydatives (Mohr et a, 1997; Crameri et al, 2000). De plus, la force générée
par le muscle paralysé est plus importante après entraînement par ES en comparaison avec le
muscle controlatéral non stimulé (Shields & Dudley-Javoroski, 2006). La préservation de la
trophicité et le maintien d’une typologie musculaire plus résistante à la fatigue est
accompagnée par une amélioration des capacités oxydatives (augmentation de l’activité de la
succinate déhydrogénase) des muscles électrostimulés (Martin et al, 1992). Ceci entraîne une
amélioration de la résistance à la fatigue des muscles paralysés (Gerrits et al, 2000). Il est
donc évident que l’entraînement par ES induit des adaptations au niveau musculaire qui
pondèrent les adaptations délétères entraînées par la blessure médullaire.
44
Au-delà des effets bénéfiques sur la préservation de la qualité de la musculature souslésionnelle, l’ES permet aussi de suppléer des fonctions motrices simples mais perdues suite à
la lésion de la moelle épinière, comme par exemple la station debout équilibrée chez le
paraplégique ou l’ouverture du poignet et le lever de bras chez le tétraplégique. Cependant,
l’apparition d’une fatigue précoce limite l’application de l’ES à des fins fonctionnelles.
• ES à des fins fonctionnelles : La Stimulation Electrique Fonctionnelle (SEF)
La SEF couvre toute utilisation de la stimulation électrique pour l’activation des
muscles paralysés avec des séquences qui permettent l’accomplissement direct des tâches
fonctionnelles (Moe & Prost, 1962 cité dans Sheffler & Chae, 2007). L’objectif souhaité est
qu’un muscle électriquement stimulé puisse se comporter comme s’il était activé par le SNC.
Les tâches fonctionnelles incluent la station debout ou des activités ambulatoires, l’activation
des membres supérieurs pour l’exécution des activités de la vie quotidienne, le contrôle de la
respiration ou des fonctions du système urinaire. Le courant électrique appliqué par la SEF est
caractérisé par son amplitude (intensité), la fréquence de stimulation et la largeur d’impulsion.
L’amplitude du courant et la largeur d’impulsion déterminent le nombre d’UM qui vont être
activées, tandis que la sommation temporelle est déterminée par la fréquence d’application
des stimuli électriques. La fréquence minimale qui génère une force tétanique est 12,5 Hz
(Sheffler & Chae, 2007). Les fréquences de
stimulation plus élevées évoqueront des forces
plus importantes, mais induiront aussi une plus
grande fatigue musculaire et par conséquent
une diminution de la force produite. Les
fréquences de stimulation optimales pour le
membre supérieur sont comprises entre 12 et 16
Hz tandis que pour les applications concernant
les membres inférieurs, celles-ci varient entre
Figure 20 : Radiographie montrant un système de SEF implanté. Les fils partent de l'unité centrale pour stimuler les nerfs moteurs des muscles cibles. Le système est piloté par un contrôleur externe via une antenne placée au voisinage de l’implant. 18 et 25 Hz (Sheffler & Chae, 2007). Ainsi, la
modulation de la force musculaire est gérée par
l’incrémentation de l’intensité ou de la largeur
d’impulsion.
L’application de la SEF se fait principalement par 2 catégories de systèmes :
transcutanés (stimulation de surface) ou implantés (stimulation épimysiale ou neurale). La
45
stimulation de surface est utilisée dans le contexte de la rééducation clinique et elle est
caractérisée par sa simplicité d’application, tandis qu’elle ne permet pas de sélectivité fine des
muscles stimulés. Les dispositifs implantés (figure 20) permettent une grande sélectivité, mais
sont associés à des problèmes de sécurité et de biocompatibilité, tout en impliquant une
procédure invasive (chirurgie nécessaire). Pour des applications cliniques à long terme, les
systèmes implantés présentent des avantages incontournables, puisqu’ils sont plus pratiques à
utiliser et plus fiables que les systèmes de surface, tout en demandant des intensités de
stimulation plus basses (Popovic & Keller, 2002).
Les recherches actuelles portent sur la modélisation, l’identification et la commande de ces
systèmes. Le caractère non linéaire et complexe du système musculo-squelettique et la grande
variabilité temporelle de la force contractile du muscle sont des paramètres qui compliquent
l’application clinique de la SEF (Riener & Quintern, 1997). En effet, lors de l’application de la
SEF, l’état du muscle change constamment (installation de la fatigue). Les interactions entre la
SEF, la fatigue neuromusculaire, ses voies de régulation et les caractéristiques des muscles des
blessés médullaires sont des paramètres importants qui doivent être pris en considération dans
les efforts d’amélioration de l’application clinique de la SEF.
• Contrôle du mouvement
La restauration du mouvement, contrôlée par la SEF, peut se faire selon 2 modes : en
boucle ouverte ou en boucle fermée.
La stimulation en boucle ouverte est basée sur l’application d’une commande définie
a priori. Cette commande peut être par exemple la stimulation concomitante d’un ensemble
de muscles des membres inférieurs, afin de produire le lever de la chaise. Pour produire la
tâche à accomplir, il convient de prédéfinir la séquence de stimulation optimale, qui préserve
la force musculaire nécessaire pour le maintien de la tâche le plus longtemps possible. Les
séquences de stimulation sont établies à partir d’enregistrements de différents paramètres
physiologiques, comme la force du muscle, l’activité EMG, les angles articulaires ou encore
les forces de contact avec le sol. L’inconvénient principal de la boucle ouverte est qu’elle ne
peut pas tenir compte des changements de l’état et du comportement du muscle qui peuvent
survenir pendant le mouvement, comme l’apparition de contractures, de spasticité ou encore
de fatigue musculaire. Dans le cas du traumatisme médullaire, le comportement du muscle est
conditionné par ce dernier phénomène, puisque le mode de recrutement des UM imposé par la
46
SEF et la grande fatigabilité que présentent les muscles sous-lésionnels conduisent au
développement d’une fatigue précoce et exagérée.
Le contrôle par boucle fermée permet l’ajustement de la performance du système par
l’intermédiaire d’un retour d’informations. Dans le cas du lever de chaise et du maintien
d’une station debout équilibrée, la boucle fermée implique la régulation de la séquence de
stimulation délivrée aux muscles cibles selon l’état du muscle. Les informations concernant
l’état du muscle peuvent provenir des capteurs de la force musculaire, des angles articulaires,
des capteurs EMG. Quand la performance du système se détériore, les informations
transmises par les capteurs externes concernant les paramètres physiologiques reflétant l’état
du système, seront prises en compte pour l’ajustement des paramètres de stimulation afin de
prolonger le maintien de la tâche requise.
La plupart des applications de la SEF se font en boucle ouverte. Même si
l’identification de la séquence optimale de stimulation, qui minimiserait la fatigue tout en
maximisant la force produite par le système musculaire, est compliquée d’un point de vue des
calculs nécessaires et demande un nombre considérable d’essais (Ding et al, 2003), elle est la
plus simple à mettre en place. Cela est dû à la difficulté de maîtriser en temps réel toutes les
composantes d’un système, en tenant compte à la fois des aspects techniques (électronique,
microélectronique, informatique) et biologiques (biomécanique, physiologie de la contraction
musculaire) nécessaires pour la stimulation en boucle fermée. L’identification du bon
algorithme de commande et le réglage de ses paramètres constituent les obstacles principaux
pour la stimulation en boucle fermée. Pour diminuer, d’un côté, le nombre important
d’expériences nécessaires pour l’identification du protocole optimal de stimulation et pour
mieux maîtriser et contrôler, de l’autre côté, le comportement du système musculosquelettique, l’intérêt des modèles mathématiques du comportement musculaire est évident.
La modélisation du muscle devient ainsi nécessaire pour les systèmes de restauration et de
contrôle du mouvement des membres paralysés.
47
5. Modélisation du muscle squelettique
5.1. Introduction
Un modèle est une représentation, habituellement mathématique, réduite de la réalité.
Cette réduction se traduit par la simplification de certaines propriétés de l’objet ou du
processus représenté. La modélisation est toujours un compromis entre la complexité
mathématique et la véracité physique (Zahalak, 1990). Son objectif est de décrire le système
et de prédire le comportement de ce système. Afin de pouvoir décrire et prédire le
comportement d’un objet ou d’un système, l’étape préalable et indispensable est la
connaissance et la compréhension précise des mécanismes responsables du comportement du
système. La complexité de ces mécanismes et les approximations lors de la modélisation
peuvent rendre la prédiction du modèle incorrecte dans certains cas. Il est généralement
accepté que la bonne modélisation implique le plus simple modèle qui prenne en compte les
caractéristiques essentielles de l’objet représenté (Hatze, 1980).
La modélisation mathématique du muscle squelettique répond à plusieurs objectifs qui
incluent la compréhension des mécanismes physiologiques de l’effecteur, la simulation,
l’analyse du mouvement, la synthèse du mouvement et enfin la commande des membres
paralysés par stimulation électrique. Le but de tous les modèles de muscle proposés dans la
littérature est la prédiction de la force de la contraction musculaire dans des conditions
physiologiques opérationnelles. La plupart de ces modèles physiologiques sont basés sur deux
modèles essentiels de la contraction musculaire : le modèle macroscopique de l’élément
contractile du muscle, proposé par Hill (1938) et le modèle microscopique de la contraction
musculaire, basé sur la théorie des filaments glissants, proposé par Huxley (1957).
Les modèles basés sur le modèle phénoménologique de Hill représentent le muscle
comme la combinaison de 3 éléments, un ressort, un moteur et un amortisseur pour tenir
compte des composantes respectivement élastique, contractile et visqueuse du muscle (Ding
et al, 1998). En effet, selon le modèle initialement proposé par Hill, le muscle peut être
représenté comme un élément contractile qui est le générateur de la force lié en série avec un
élément élastique, représentant le tendon et considéré comme un ressort qui exprime
l’élasticité du muscle pour une génération de force en isométrie. Un troisième élément est un
élément élastique non linéaire en parallèle qui représente l’élasticité du muscle au repos. Ce
dernier n’a un effet significatif sur la force générée par le muscle que dans le cas de
48
l’hyperextension et ainsi, il est souvent ignoré dans les simulations (Zahalac, 1990). Les
modèles basés sur le modèle microscopique initialement proposé par Huxley sont établis sur
des principes biophysiques et moléculaires de la contraction musculaire (Bobet & Stein,
1998). Huxley a proposé une explication pour l’interaction des filaments d’actine et de
myosine et la formation des ponts d’attachement et il l’a par la suite formulée
mathématiquement. Il existe toutefois des modèles qui sont basés sur la combinaison des
modèles macroscopique et microscopique (Dorgan & O’Malley, 1997). Dans ces modèles, le
passage de l’échelle microscopique à l’échelle macroscopique se fait par intégration du
modèle de Huxley de sorte qu’il tienne en compte de la structure macroscopique de la
dynamique de contraction du muscle squelettique. Le modèle de distribution des moments de
Zahalac (1981) permet ce passage de l’échelle des ponts actine-myosine à l’échelle du
sarcomère, puis à l’échelle de la fibre musculaire pour arriver au muscle entier.
L’équipe DEMAR (DEambulation et Mouvement ARtificiel) s’est intéressée à la
modélisation et l’identification des muscles squelettiques sous SEF dans le but de faire de la
simulation numérique afin d’arriver à la prédiction de la réponse musculaire. Au sein de cette
équipe un modèle de muscle commandé a été développé. L’objectif de la partie suivante est
de présenter ce nouveau modèle mathématique de muscle et de montrer son domaine de
validité mais aussi ses limites. Il a été développé pour une utilisation dans des conditions
physiologiques de contraction diverses (contraction isométrique et dynamique, maximale et
sous maximale).
5.2. Modèle du muscle commandé
Le modèle du muscle commandé est basé sur les modèles déjà rencontrés dans la
littérature, notamment sur les modèles de Hill, Huxley, Zahalac et sur le modèle de fibre
musculaire proposé par Bestel & Sorine (2000). Il s’agit d’un modèle physiologique, puisque
tous les paramètres le constituant ont un sens physiologique, dont le but n’est pas d’effectuer
seulement des simulations numériques pour la synthèse et le contrôle du mouvement mais
aussi des estimations quantitatives des paramètres signifiants qui pourraient être utilisés par
exemple par les cliniciens afin d’évaluer l’état du muscle.
L’entrée de commande du modèle est le stimulus induit par la SEF. Ce stimulus est
caractérisé par son amplitude (I), sa fréquence (f) et sa largeur d’impulsion (PW). Ces
49
paramètres peuvent être modulés indépendamment l’un de l’autre. Le modèle est composé de
deux parties (Figure 21) :
- Un modèle d’activation qui représente l’interaction entre le stimulus électrique et le
muscle. Ce dernier est sous divisé en deux parties : un modèle statique de recrutement qui
exprime le pourcentage α d’UM recrutées et un modèle d’activation dynamique qui décrit la
cinétique du cycle de contraction-relaxation d’une fibre musculaire et génère la commande
chimique u. Les entrées de ces deux modèles sont les paramètres du stimulus électrique (PW,
I et f).
- Un modèle mécanique qui exprime les phénomènes liés à la contraction musculaire, basé
sur la théorie des filaments glissants. Les entrées de ce modèle sont les commandes α et u
issues du modèle d’activation.
p: WC P r bi
p g pE i E1p i xx 1p
rg g u o f i
FEEr p
x i3WAA( qD
5.2.1. Modèle d’activation
5.2.1.1. Modèle de recrutement des fibres musculaires
Dans le cas d’un recrutement artificiel par SEF, le recrutement est non linéaire et
fonction de l’amplitude I et de la largeur d’impulsion PW du signal de stimulation (El
Makssoud, 2005). Le plus souvent, ce modèle est exprimé en fonction d’un des deux
paramètres ou de leur produit, car la plupart des stimulateurs ne permettent pas le contrôle
simultané des deux paramètres. Des modèles dans la littérature, représentant la fonction de
recrutement des fibres musculaires par une tangente hyperbolique (Levy et al, 1990) ou avec
une fonction d’arc tangente (Riener et al, 1996), ont été proposés. Dans le cadre du projet
DEMAR, un recrutement de fibres musculaires à deux dimensions, dépendant à la fois de
l’amplitude du courant et de la largeur d’impulsion, a été proposé. La surface de recrutement
50
proposée est basée sur une combinaison de fonctions tangentes hyperboliques. Dans le cas de
la contraction isométrique maximale α est considéré comme égal à 1.
5.2.1.2. Modèle d’activation dynamique
Le modèle d’activation dynamique est la partie du modèle la plus perfectible. Ce
modèle a comme entrée le signal de stimulation et comme sortie la commande chimique u. Un
modèle possible d’activation est décrit par Hatze (1978) et est représenté à la Figure 22.
Figure 22 : Modèle d'activation dynamique. ua, ub, uca sont les commandes intermédiaires avant la commande finale u qui sert comme entrée au modèle mécanique du muscle. Bestel (2000) a introduit la notion de la commande chimique u dans le modèle de fibre
musculaire, en faisant le lien entre la concentration en Ca2+ et l’attachement des ponts actinemyosine. Dans le modèle DEMAR, la commande chimique u est introduite dans le modèle
d’activation dynamique et s’inspire de Bestel. Elle est générée dans le bloc « générateur de
commande chimique » et elle dépend directement de la concentration de Ca2+. Si la
concentration est suffisamment élevée, supérieure à une concentration seuil, la phase de
contraction est activée. Les ponts actine-myosine s’attachent et le muscle génère de la force.
Dans le cas contraire, la concentration est inférieure du seuil, la phase de relaxation est
activée (cf. eq. 8). Il y a détachement des ponts et la force générée redevient nulle.
5.2.2. Modèle mécanique
La modélisation mécanique du muscle squelettique décrit la contraction des fibres
musculaires et des tendons qui y sont attachés. Le modèle mécanique adopte le schéma
initialement proposé par Hill et comprend un élément contractile (EC), un élément élastique en
série (ES) et un élément passif parallèle (EP). L’originalité du modèle DEMAR réside dans la
possibilité de contrôler son élément contractile via une entrée de commande (stimulus
électrique).
51
Figure 23 : Modèle mécanique (macroscopique) du muscle squelettique. EC, l’élément contractile de longueur LC exerçant une force FC. ES, l’élément en série de longueur LS, exerçant une force FS égale à FC. EP, l’élément en parallèle, exerçant une force FP, signifiante seulement dans le cas de l’hyperextension. La forme macroscopique du modèle mécanique est illustrée à la Figure 23. Soit Lc, Ls
et L les longueurs de l’élément contractile, de l’élément en série et de la fibre entière
respectivement et Lc0, Ls0 et L0 leurs longueurs respectives au repos. Les valeurs de εc, εs et ε
(déformations associées à Lc, Ls et L respectivement) sont calculées ainsi :
εc =
€
Lc − Lc 0
,
Lc 0
εs =
Ls − Ls0
,
Ls0
ε=
L − L0
L0
(1)
Soient FC, FS, FP et F la force dans les EC, ES, EP et de la fibre musculaire entière. Le montage
€
€
en série et en parallèle implique :
Fc = Fs
F = Fc + Fp
(2)
Le montage en série impose une relation entre la longueur des différents éléments :
L = Lc + Ls ⇒ εL0 = εcLc0 + εsLs0
(3)
L’élément série (ES) explique la déformation interne du système muscle-tendon en contraction
isométrique. Dans le cas du modèle de muscle DEMAR, ES est considéré comme un ressort
linéaire de raideur ks.
Fs = ksΔLs = ksLs0εs
(4)
52
L’élément parallèle (EP) qui représente la résistance passive du muscle génère une force
uniquement pour les grandes déformations.
D’après les équations (2), (3) et (4), nous déduisons la déformation de l’élément
contractile εc en fonction de la déformation totale ε et de la force générée par l’élément
contractile Fc, ainsi que la vitesse relative de raccourcissement de l’élément contractile ε˙c .
εc =
L0
Fc
L0
F˙ c
⇒ ε˙c =
ε−
ε˙ −
Lc 0
ksLc 0
Lc 0
ksLc 0
€
(5)
La modélisation microscopique de l’élément contractile est basée sur la théorie des
€
€
filaments glissants. L’intégration de la commande chimique dans les fonctions d’attachement
et de détachement est inspirée de la méthode de Bestel & Sorine (2000). L’intégration du taux
de recrutement dans la commande de l’élément contractile constitue l’originalité de ce
modèle.
Figure 24 : Modèle de liaison actine-­myosine défini par Huxley (1957). Selon le modèle original de Huxley, les ponts formés par les filaments d’actine et de
myosine ne peuvent exister que dans deux états biochimiques, attachés ou détachés et chaque
tête de myosine ne peut former un pont qu’avec un seul site d’attachement d’actine. Sur la
Figure 24, M et A désignent respectivement la tête de myosine et le site d’attachement
d’actine. Huxley propose que la tête de myosine soit liée de part et d’autre à des ressorts
élastiques qui oscillent autour de la position d’équilibre O. Soit x la distance entre le point
d’équilibre O et le site d’attachement A. Un pont actine-myosine se forme quand la tête de
myosine se déplace jusqu’au point A. Il faudra noter ici qu’un pont ne peut pas se former si la
distance x est supérieure à un certain seuil h. Si S est la longueur de l’élément contractile
(EC), sa déformation peut être écrite :
53
εc =
Lc − Lc 0 S − S 0
=
Lc 0
S0
(6)
où S0 est la longueur du sarcomère à l’état de repos.
€
Pour chaque cycle de contraction, le sarcomère se raccourcit de x (distance entre le
site d’attachement d’actine et le point d’équilibre O). La formulation mathématique à
l’échelle du sarcomère de la proportion des ponts actine-myosine n(x,t) formés à l’instant t et
liés à la distance x du point d’équilibre, est donnée selon :
∂n S 0 ∂ n
+ ε˙c
= f (y,t)[1 − n(y,t)] − g(y,t)n(y,t)
∂t h ∂ y
(7)
où, y est la distance x entre la tête de myosine et le site d’attachement d’actine normalisée par
€
rapport à l’élongation h de x au delà de laquelle aucun attachement ne peut se produire,
S 0ε˙c est la vitesse du filament d’actine par rapport à celui de myosine et f et g représentent
respectivement la fréquence d’attachement et de détachement des ponts actine-myosine.
€
L’existence d’un cycle attachement-détachement dépend de la concentration de Ca2+
dans le sarcolemme qui varie en fonction du temps. Le lien entre la concentration de Ca2+ et le
cycle de contraction se traduit par une commande chimique u (Uc pour la phase de contraction
et Ur pour la phase de relaxation) qui modifie la capacité des ponts de s’attacher ou pas
(Bestel & Sorine, 2000). De plus, ces auteurs ont proposé que la fonction de détachement g
dépende de la vitesse relative entre les filaments d’actine et de myosine. En effet, plus cette
vitesse est importante, plus la probabilité de détachement des ponts est importante. Le cycle
de contraction-relaxation est considéré en deux phases : à chaque PA arrivant à la fibre
musculaire, la contraction a lieu avec une cinétique Uc et pour une durée τc. La relaxation par
la suite a lieu avec une cinétique Ur. Ainsi, Uc est lié à la formation des ponts actine-myosine,
alors que Ur est lié au détachement des ponts. Le relâchement de Ca2+ par le RS est considéré
instantané tandis que son re-captage est plus lent, ainsi une transition linéaire entre les deux
phases est introduite de durée τr. Ainsi, la commande chimique u(t) peut être écrite de la façon
suivante :
54
⎧1
⎪⎪
τr − tr
Πc (t) = ⎨
⎪ τr
⎪⎩0
pendant la contraction τc,
pendant la phase de transition (tr étant la position
relative pendant cette phase)
sinon
u(t)= Πc(t)Uc+(1-Πc(t))Ur
€
(8)
Ainsi, les fonctions f et g sont définies en fonction de la commande chimique u(t) de la façon
suivante :
f(y,t) =Πc(t)Uc quand y ∈ [0,1], 0 sinon
g(y,t) = u(t) + ε˙c(t) − f (y,t)
(9)
Ainsi, les fonctions d’attachement f et de détachement g dépendent de la commande chimique
€
u et de la vitesse de contraction ε˙c .
Pour passer de l’échelle microscopique de l’équation de Huxley, la méthode de
distribution des moments est utilisée. Les équations de l’état du muscle sont obtenues en
€
intégrant l’équation dynamique à l’échelle du sarcomère, puis à l’échelle d’une fibre formée
d’une série de sarcomères puis au muscle entier. Considérant que chaque pont actine-myosine
se comporte comme un ressort linéaire de raideur k et que les ressorts sont montés en
parallèle, la force produite par un sarcomère entier est la somme de toutes les forces
élémentaires produites par chaque pont actine-myosine. De même, si nous considérons que les
sarcomères sont identiques et s’enchaînent en série pour former la fibre musculaire, le
comportement du sarcomère peut s’étendre à l’échelle de la fibre entière. Si N est le nombre
de toutes les fibres musculaires constituant le muscle, alors le pourcentage α de fibres
musculaires recrutées à chaque instant donné peut être écrit :
α = 100(Nrecruté/Ntotal)%
(10)
Le taux de recrutement varie en fonction des grandeurs du signal de stimulation, amplitude et
largeur d’impulsion.
Soit kc la raideur et Fc la force générée par l’élément contractile. Les équations du
modèle de l’élément contractile à l’échelle du muscle entier peuvent être formulées comme
suit :
55
k˙c = −(u + ε˙c )kc + akmΠc(t)Uc
F˙ c = −(u + ε˙c )Fc + aFmΠc(t)Uc + kcLc 0ε˙c
(11)
€
où km et Fm représentent respectivement la raideur maximale et la force maximale quand tous
€
les ponts potentiels d’actine-myosine sont attachés. Pour les détails du calcul voir El
Makssoud, 2005.
5.3. Limites du modèle de muscle de l’équipe DEMAR
Nous venons de décrire le modèle de muscle commandé proposé au sein de l’équipe
DEMAR. Il s’agit d’un modèle physiologique qui permet le passage du niveau du sarcomère à
celui du muscle entier. Cette approche multi-échelle donne un modèle macroscopique basé
sur des phénomènes microscopiques physiologiques et par conséquent il peut être lié de façon
pertinente à des mesures physiologiques. Il permet l’étude du comportement musculaire à
différents niveaux, de la simple réponse impulsionnelle jusqu’au tétanos complet. Ce modèle
a été validé sur le muscle gastrocnemius du lapin. Les résultats de sa validation présentés à la
Figure 25 sont satisfaisants.
Figure 25 : Validation du modèle DEMAR par simulation sur un train de 3 impulsions. La validation croisée du modèle sur un train de 6 impulsions ou sur un tétanos est
aussi satisfaisante. Il se passe tout autrement lors de sa validation sur un muscle fatigué.
Tandis que sur un muscle non fatigué les valeurs de la simulation sont proches des valeurs de
force vraiment mesurées, en condition de fatigue le modèle ne suit pas de façon satisfaisante
56
l’évolution du comportement musculaire réel (Figure 26). Cela est dû aux changements des
propriétés contractiles du muscle qui surviennent en condition de fatigue et qui ne sont pas
pris en compte dans le modèle du muscle. En effet, en condition de fatigue la force maximale
que le muscle peut développer est diminuée et les vitesses de contraction et de relaxation sont
diminuées dans des proportions variables (Thompson et al, 1992; Fitts, 1994).
Figure 26 : Validation du modèle par simulation sur un train de 6 impulsions (muscle fatigué). Le modèle ne prend pas en compte les changements physiologiques du muscle,
modifiant son comportement. De plus, comme nous avons rapporté dans la partie traitant la
fatigue, ce phénomène est complexe et ne peut pas se résumer seulement à son expression
périphérique, mais implique des structures centrales (spinales et supraspinales). Pour pouvoir
apporter des modifications au modèle, une compréhension en profondeur de la fatigue
neuromusculaire induite par ES est indispensable. Pour une utilisation optimale du modèle,
soit en boucle ouverte (identification de la séquence optimale de stimulation) soit en boucle
fermée (réajustement des paramètres de stimulation selon l’état du muscle) le phénomène de
fatigue et son influence sur le comportement du muscle doivent être considérés et si possible
inclus dans les modèles mathématiques.
57
5.4. Modèles de muscle introduisant la notion de la fatigue
Pendant les dernières 20 années, l’art de la modélisation du muscle s’est orienté vers la
prise en compte de l’état de la fatigue neuromusculaire. A la complexité du système musculosquelettique vient s’ajouter un phénomène complexe et multifactoriel qui complique le
contrôle du mouvement humain et rend sa modélisation encore très imparfaite.
Différentes approches de la prise en compte de fatigue ont été proposées, l’ajustement
analytique (curve fitting) étant une des plus simples (Rabischong & Guiraud, 1993;
Rabischong & Chavet, 1997). Il s’agit de trouver l’équation mathématique qui suit le mieux la
diminution de la force produite par stimulation en condition de fatigue. L’inconvénient de ces
approches analytiques est que leurs paramètres (et donc leurs changements) ne sont pas
rattachés à des événements ayant un sens physiologique. Elles se limitent donc simplement à
caractériser l’évolution de la fatigue et ne permettent pas des estimations quantitatives des
paramètres utilisés par exemple pour l’évaluation de l’état du muscle.
D’autres modèles ont essayé de prendre en compte la fatigue en se basant sur les
changements myoélectriques (Chesler & Durfee, 1997; Mizrahi et al, 1997a) survenant lors de
la fatigue. Même si les études utilisant des paramètres EMG ont montré une bonne corrélation
entre l’amplitude de la réponse électromyographique (onde M pendant la stimulation) et la
force pendant la fatigue, la capacité prédictive de ces modèles n’a jamais été démontrée. Une
des limitations des modèles se basant sur la réponse EMG comme indice de fatigue est la
difficulté de dissocier la réponse musculaire de l’artefact de la stimulation électrique (Chesler
& Durfee, 1997). De plus, la relation force-EMG diffère selon la typologie musculaire,
l’activité musculaire et l’état du muscle, rendant la prédiction de force difficile (Mizrahi et al,
1997a). Les modifications métaboliques survenant lors de la fatigue ont aussi été prises en
compte dans des modèles essayant de prédire l’évolution de la force (Giat et al, 1993; Mizrahi
et al, 1997b). L’état métabolique du muscle lors de l’application d’ES continue a été étudié à
l’aide de la spectroscopie par résonance magnétique nucléaire, en s’intéressant plus
particulièrement au pH intracellulaire, comme indicateur de la fatigue. Ces modèles donnent
des résultats satisfaisants en terme de prédiction de la force, mais ils n’incluent pas de
commande d’entrée. Cela ne permet donc pas de prédire la réponse mécanique du muscle à
une variété de motifs de stimulation.
Un travail important sur la modélisation du muscle squelettique et l’introduction de la
notion de la fatigue dans ces modèles mathématiques a été réalisé par l’équipe de Delaware
aux Etats-Unis (Wexler et al, 1997; Ding et al, 1998; Ding et al, 2000). Cette équipe a réussi à
58
prédire la force musculaire induite par différents protocoles d’ES, incluant des fréquences et
des cycles de travail différents. Basés sur leur modèle de muscle initial, ils ont modélisé les
changements de ces paramètres en situation de fatigue (Ding et al, 2000). L’identification des
paramètres du modèle en condition de fatigue était faite sur les forces prédites par le modèle
initial dont les paramètres étaient identifiés sur des données expérimentales. Cependant, la
prédiction de la force musculaire était faite sur des séquences de stimulation prédéfinies, ce
qui n’est pas compatible avec l’application de la SEF en boucle fermée. En effet, lorsque la
SEF est appliquée sur les muscles paralysés, dans le but de contrôler le mouvement, les temps
de stimulation et de repos ne sont pas connus en avance et ainsi la prédiction de la force
développée par le muscle devient impossible.
Notre approche de ce problème est différente. Même si la modélisation du
comportement du muscle en condition de fatigue est l’objectif final de notre problématique,
cela reste un objectif à long terme, compte tenu des moyens dont nous disposons
actuellement. Ainsi, une étape intermédiaire consiste à être capable de suivre le comportement
du muscle (force générée) en situation de fatigue (« traquer le phénomène de fatigue »), pour
avoir la possibilité de connaître l’état musculaire indépendamment des conditions de
stimulation. Connaître l’état du muscle tout le long de l’application de la SEF est
indispensable pour une sollicitation optimale du système musculaire dans un contexte
clinique. Pour ce faire, un modèle de muscle physiologique est nécessaire. Si les paramètres
du modèle ont un sens physiologique et sont liés à des événements survenant lors de la
contraction musculaire, ils peuvent être utilisés pour « traquer » le comportement du muscle
en réponse à diverses séquences de stimulation à la place des données expérimentales, dont
l’obtention est très aléatoire en raison de la difficulté de recueil et du caractère chronophage
des procédures. Dans ce contexte, la détection des paramètres du modèle qui sont
« sensibles » à la fatigue, est une étape indispensable. Le tableau suivant présente les
paramètres du modèle et les phénomènes physiologiques avec lesquels ils sont liés.
Paramètres du modèle
Sens physiologique
Fm
Force maximale que le muscle peut générer
km
Raideur maximale du muscle
Fc
Force de l’élément contractile
kc
Raideur de l’élément contractile
Lc0
Longueur de l’élément contractile au repos
εc
Elongation de l’élément contractile
Uc
Dynamique de Ca2+ pendant la phase de contraction
Ur
Dynamique de Ca2+ pendant la phase de relaxation
Paramètres du modèle et lien avec la physiologie de la contraction musculaire.
59
6. Synthèse et objectifs
Nous avons vu que l’ES, en raison de son pattern spécifique de recrutement des UM,
induit une fatigue neuromusculaire plus importante que le mode de contraction volontaire. La
fatigue peut apparaître à des différents sites tout le long de la chaîne de la production de la
force (Gandevia, 2000; Allen et al, 2008). En condition de fatigue induite par un protocole
d’ES à haute fréquence de stimulation (75 Hz), des altérations au niveau supraspinal ont été
rapportées (Boerio et al, 2005), apportant des arguments en faveur de l’implication du SNC à
la fatigue induite électriquement. Toutefois, les hautes fréquences de stimulation, utilisées
dans les programmes d’entraînement des sportifs, permettent l’augmentation des gains de
force tout en induisant une plus grande fatigue (Binder-Macleod & Snyder-Mackler, 1993).
Dans le cadre de l’application clinique de l’ES, les fréquences de stimulation utilisées sont
plus faibles (20-50 Hz) afin de retarder la fatigue (Scott et al, 2005). L’implication des centres
supraspinaux dans la fatigue électriquement induite par un protocole d’ES délivré à basse
fréquence reste donc à confirmer.
Nous avons aussi rapporté les adaptations musculaires survenues après un traumatisme
de la moelle épinière. La conversion de la typologie musculaire amène à un profil
glycolytique de la musculature sous-lésionnelle, caractérisé par une grande fatigabilité
(Gerrits et al, 1999; Scott et al, 2006) qui limite l’application de l’ES. Ainsi la fatigue induite
par ES est plus importante que celle observée chez des muscles des sujets valides (Gerrits et
al, 1999; Olive et al, 2003). Chez cette population, dépourvue de la commande du SNC, les
sites potentiels d’apparition de la fatigue se limitent au niveau spinal (excitabilité spinale) et
périphérique (excitabilité musculaire, propriétés contractiles). Dans le modèle de muscle
squelettique proposé par l’équipe DEMAR, permettant d’automatiser la stimulation en boucle
ouverte et en boucle fermée, la fatigue est considérée comme un phénomène s’exprimant
seulement à la périphérie. La prise en compte d’autres éléments que la simple altération de la
dynamique du couplage excitation-contraction pourrait améliorer la force de prédiction de ce
modèle. Pour cela, l’étude de la cinétique d’installation des composantes de la fatigue chez les
blessés médullaires est nécessaire.
La partie suivante présente les études menées au cours de cette thèse. Les objectifs de
notre travail étaient de connaître les différentes composantes de la fatigue neuromusculaire
sous ES, leurs cinétiques d’apparition et ses facteurs de variation en fonction des muscles
60
concernés, pour ensuite identifier les paramètres les plus pertinents de la fatigue
neuromusculaire. Leur prise en compte donnerait la possibilité au modèle DEMAR de rester
fonctionnel et prédictif de la force évoquée par le muscle en condition de fatigue.
Ainsi, l’objectif des deux premières études était d’examiner la cinétique d’apparition
des différentes composantes de la fatigue neuromusculaire induite par un protocole d’ES à 30
Hz chez le sujet valide. Nous nous sommes initialement intéressés à un groupe musculaire
connu pour présenter une grande résistance à la fatigue, le triceps surae (Etude I). Lors de
l’étude II, le muscle abductor pollicis brevis, connu pour présenter une grande fatigabilité
(Barandum et al, 2009), a été étudié. Ce deuxième muscle, de par sa fatigabilité, s’approche
d’avantage aux muscles déconditionnés des sujets blessés médullaires.
La troisième étude avait comme objectif de caractériser la fatigue induite par ES chez
les blessés médullaires et nous a permis d’identifier les paramètres susceptibles d’être pris en
compte au sein du modèle du muscle pour suivre la fatigue induite par ES. La quatrième étude
consistait à utiliser les paramètres de la fatigue distingués lors de la précédente étude afin
d’identifier les paramètres du modèle de muscle et pouvoir « traquer » le phénomène de
fatigue.
61
III. Contribution personnelle
62
1. Etudes I et II
1.1. Présentation
L’apparition d’une fatigue supraspinale, mise en évidence par la diminution du niveau
d’activation et du RMS/Mmax sans altération de l’excitabilité spinale, a été rapportée après
un protocole d’ES à haute fréquence, utilisé dans les programmes d’entraînement des sportifs
(Boerio et al, 2005). Dans le contexte clinique, ce régime de stimulation (i.e. les hautes
fréquences) est évité, afin de préserver le muscle de l’apparition précoce de la fatigue. Ainsi,
des fréquences de stimulation basses sont utilisées. Dans nos études nous avons choisi
d’utiliser la fréquence de 30 Hz, parce qu’elle est le plus souvent utilisée dans les programmes
de rééducation chez les sujets blessés médullaires (Scott et al, 2005).
Les différentes composantes de la fatigue ont ainsi été étudiées au cours d’un
protocole d’ES à 30 Hz chez le sujet valide. Lors de ces deux premières études nous nous
sommes plus particulièrement intéressés à la cinétique d’apparition des composantes de la
fatigue neuromusculaire au cours d’un protocole intermittent d’ES. La cinétique d’évolution
de la fatigue neuromusculaire est importante dans la mesure où la fatigue est considérée
comme un phénomène adaptatif. Ainsi, nous nous sommes intéressés au comportement
musculaire tout le long de l’application de l’ES pour identifier des phénomènes transitoires
éventuellement mis en place par le SNC pour faire face à la diminution de la capacité de
production de force.
Lors de l’étude I nous avons étudié la cinétique de la fatigue neuromusculaire sur un
groupe musculaire des membres inférieurs présentant une grande résistance à la fatigue, le
triceps surae. Ce groupe musculaire, a été choisi parce que sa neuro-anatomie donne la
possibilité d’étudier facilement, d’un point de vue méthodologique, les différents étages du
système neuromusculaire impliqués dans la fatigue. En effet, l’indice de l’excitabilité spinale
(reflexe H) est facilement obtenu au repos chez ce groupe musculaire pour deux raisons : tout
d’abord le diamètre des afférences Ia du nerf tibial étant beaucoup plus gros que les axones
moteurs de ce nerf, leur dépolarisation demande de bas niveaux d’intensité de stimulation et
ainsi peut être évoqué avant le seuil moteur induisant une réponse M. De plus, la distance
entre le point d’enregistrement et les motoneurones α étant importante, le reflexe enregistré
un niveau du mollet peut clairement être distingué de l’onde M.
63
Pour notre deuxième étude, nous avons effectué le même protocole d’ES mais cette
fois sur un muscle des membres supérieurs présentant une grande fatigabilité, le abductor
pollicis brevis. Nous avons voulu étudier les différences éventuelles entre des groupes
musculaires de nature différente (résistant ou pas à la fatigue), pour se rapprocher des
caractéristiques des muscles des sujets blessés médullaires. De plus, puisque le modèle du
muscle DEMAR peut être utilisé pour la restauration des fonctions autres que le lever de
chaise chez le paraplégique (par exemple le lever du bras ou la préhension d’un objet chez le
sujet tétraplégique), nous avons voulu étudier la fatigue sur un muscle du membre supérieur.
Des contraintes méthodologiques ont également orienté notre choix. Seuls deux muscles de
l’avant bras et de la main permettent un enregistrement facile de la réponse reflexe : le flexor
carpi radialis et le abductor pollicis brevis. La conception et la construction d’un ergomètre
permettant la mesure de la force du muscle étant plus efficace pour le abductor pollicis brevis,
ce dernier a été choisi.
64
1.2. Etude I
Cinétique des changements neuromusculaires lors de stimulation électrique à
basse fréquence
Kinetics of neuromuscular changes during low-frequency electrical
stimulation
Maria Papaiordanidou, David Guiraud, Alain Varray
Article publié dans
Muscle & Nerve 41 (1) : 54-62, 2010
65
ABSTRACT: The purpose of the study was to examine the time course of
neuromuscular fatigue components during a low-frequency electrostimulation (ES) session. Three bouts of 17 trains of stimulation at 30 HZ (4 s on, 6 s
off) were used to electrically induce fatigue in the plantar flexor muscles.
Before and after every 17-train bout, torque, electromyographic activity
[expressed as root mean square (RMS) and median frequency (MF) values],
evoked potentials (M-wave and H-reflex), and the level of voluntary activation
(LOA, using twitch interpolation technique) were assessed. Torque during
maximal voluntary contraction decreased significantly from the very first
stimulation bout (6.6 1.11%, P < 0.001) and throughout the session
(10.32 1.68% and 11.53 1.27%, for the second and third bouts,
respectively). The LOA and RMS/Mmax values were significantly decreased
during the ES session (2.9 1.07% and 17.5 6.14%, P < 0.01 and
P < 0.001, respectively, at the end of the protocol), while MF showed no
changes. The Hmax/Mmax ratio and Mmax were not significantly modified
during the session. All twitch parameters were significantly potentiated after
the first bout and throughout the session (P < 0.001). The maximal torque
decrease was evident from the early phase of a low-frequency ES protocol,
with no concomitant inhibition of motoneuron excitability or depression of
muscle contractile properties. These results are consistent with an early
failure of the central drive to the muscle.
Muscle Nerve 41: 54–62, 2010
KINETICS OF NEUROMUSCULAR CHANGES DURING
LOW-FREQUENCY ELECTRICAL STIMULATION
MARIA PAPAIORDANIDOU, MSc,1 DAVID GUIRAUD, PhD,2 and ALAIN VARRAY, PhD1
1
EA 2991 Motor Efficiency and Deficiency Laboratory, University of Montpellier 1,
Faculty of Sports Sciences, 700 avenue du Pic Saint Loup, 34090 Montpellier, France
2
LIRMM, DEMAR Team, INRIA, CNRS, University of Montpellier 2, France
Accepted 21 April 2009
In
recent years a large body of research has
focused on the benefits of electrical stimulation
(ES) for muscle strengthening and functional
rehabilitation programs.1 The contraction evoked
by ES differs from voluntary contraction in the pattern of motor unit recruitment. ES alters the
recruitment order to either a preferential recruit-
Abbreviations: ANOVA, analysis of variance; Ca2þ, calcium ions; CT,
contraction time; EMG, electromyographic; ES, electrostimulation; Hmax,
maximal Hoffmann reflex; HRT, half relaxation time; Hþ hydrogen ions;
IHmax intensity where Hmax was obtained; ISM supramaximal intensity, i.e.,
10% above the intensity where Mmax was obtained; LOA, level of
activation; MF, median frequency; Mmax, maximal M-wave; MRFD,
maximum rate of force development; MRFR, maximum rate of force
relaxation; MVC, maximal voluntary contraction; Pi, inorganic phosphate;
Pt, peak twitch; RMS, root mean square; SEM, standard error of the
mean
Key words: triceps surae; H-reflex; potentiation; muscle afferents; central
command; motoneuron excitability
Correspondence to: M. Papaiordanidou; e-mail: maria.papaiordanidou@
univ-montp1.fr
C 2009 Wiley Periodicals, Inc.
V
Published online 30 October 2009 in Wiley InterScience (www.
interscience.wiley.com). DOI 10.1002/mus.21427
54
Neuromuscular Fatigue During ES
ment of fast motor units2 or a nonselective recruitment,3 although consensus on this point is lacking.4 Whatever the recruitment order, this
technique imposes a spatially fixed and temporally
synchronous pattern of activation that leads to a
higher metabolic load.5,6 These phenomena give
rise to earlier and more severe fatigue than voluntary contractions.
An important concern in the research on electrical stimulation is how to avoid this rapid fatigue
onset. Some results showed that lower stimulation
frequencies led to less fatigue development.7 Consequently, instead of using high stimulation frequencies (up to 120 HZ) to maximize the force
gains, as done in athletic training sessions,8 rehabilitation programs use lower frequencies (<50
HZ)9 to delay fatigue. Not only do high and low
frequencies influence the time course of fatigue
differently, but they also induce different physiological events implicated in neuromuscular fatigue.
In in vitro or in situ preparations, high-frequency
MUSCLE & NERVE
January 2010
66
stimulation provoked force decline due to failure
of muscle excitability,10,11 while the decline in
force after low-frequency stimulation was attributed
to metabolic changes influencing the contractile
apparatus.11 This means that the physiological
events that occur during high-frequency stimulation cannot be extended to protocols that use lowfrequency stimulation. In addition, these results
cannot be directly extrapolated to human fatigue
studies, since central command regulation was not
taken into consideration. Neuromuscular fatigue is
well known to be complex and multifactorial,
involving several mechanisms and processes along
the pathway from brain to muscle.12–14 These
include insufficient neural drive to the muscle due
to changes in the motor cortex command, the descending pathway or motoneuron excitability,15
and/or alterations at a peripheral level, involving
sarcolemmal excitability and muscle contractile
properties.16
A better understanding of human fatigue components under ES is thus called for, and an integrated approach, i.e., from motor command to
muscle response, allows study of all the implicated
structures. Unfortunately, such investigations
remain rare, because it is generally assumed that
electrically evoked contractions do not involve the
central nervous system. However, several lines of
evidence suggest that central mechanisms are
implicated during ES. Activation of specific brain
areas (primary motor cortex, cerebellum, thalamus) when ES is applied over the limbs17 increase
in the voluntary activation level and muscle electromyographic (EMG) activity after a 4-week ES
training program8 and contralateral force gains in
the nontrained muscle after ES.18,19 Additional
support for neural mechanism involvement during
ES is provided by research that shows that the
change in stimulation parameters (greater pulse
width and higher frequency) induces increased
afferent feedback, leading to enhanced spinal
motor neuron excitability.20 Furthermore, a recent
study on electrically induced fatigue21 observed a
central fatigue component after an ES protocol,
providing evidence that ES is not purely peripheral. However, these results cannot be extrapolated
to fatigue induced by low-frequency stimulation, as
used in rehabilitation programs, because, as seen
previously, the physiological events clearly differ
with the stimulation frequency.
The fatigue induced by low-frequency stimulation therefore needs to be characterized and
should be coupled with information on the time
course of the neuromuscular changes. Having only
Neuromuscular Fatigue During ES
pre- and postsession information on fatigue development precludes the identification of acute and
potentially transitory physiological phenomena
associated with ES-induced fatigue. Moreover, information on the time course of muscle fatigability
during low-frequency ES might help clinicians to
develop rehabilitation methods for optimal stress
of the neuromuscular system in patients with neurological disorders.
The aim of this study was to identify the different fatigue components raised by 30-HZ electrical
stimulation, a frequency more suitable to functional rehabilitation programs. We particularly
focused on the time course of the neuromuscular
changes associated with this stimulation pattern.
MATERIALS AND METHODS
Twenty healthy males (mean age 25.47
3.47 years) volunteered to participate in this
study. After being informed of the study purpose
and the risks associated with participation, they
gave written consent. None of the subjects suffered
from ankle injuries or had recently undergone an
operation of the lower limb. All were asked to
maintain normal daily activity during the study period. The study was conducted in accordance with
the principles of the Declaration of Helsinki.
Subjects.
Subjects visited the laboratory
on two occasions separated by 3 days. During an
initial session they were introduced to and familiarized with the experimental procedure and the apparatus. They became accustomed to tibial nerve
electrical stimulation, as well as to performing
maximal voluntary contraction (MVC) of the plantar flexor muscles. Maximal tolerated intensity for
the ES protocol was determined during this familiarization session.
The experimental session began with a standard warm-up consisting of 5 min of walking at
5 km.h1 on a treadmill (S2500, HEF Techmachine,
Andrézieux-Bouthéon, France), and continued
with neuromuscular tests taking place after every
17 stimulation trains (Fig. 1).
Experimental Design.
Neuromuscular tests were
performed before (pre) and after every 17 stimulation trains of an ES protocol of the triceps surae
muscle (gastrocnemius medialis and lateralis, soleus muscle), i.e., post17 (at the end of 1st to 17th
train), post34 (at the end of the 18th to 34th
train), and post51 (at the end of 35th to 51st
Neuromuscular Tests.
MUSCLE & NERVE
January 2010
55
67
FIGURE 1. Schematic representation of the experimental session. On the top of the figure the experimental set-up is indicated. (A) The neuromuscular tests performed before the ES
protocol. (B) The neuromuscular tests performed at post17,
post34, and post51. Before (A), an M-wave and H-reflex recruitment curve was obtained, whereas H-reflex intensity was readjusted after every 17 stimulation trains in order to obtain the
maximal reflex amplitude.
train). The tests consisted of MVCs and electrically
evoked contractions, and torque and EMG activity
were recorded throughout testing. The procedure
lasted 90–120 s.
Torque measurement: Torque of the right
plantar flexor muscles was recorded by means of
a calibrated dynamometric pedal (Captels, StMathieu de Treviers, France), interfaced with an
acquisition system (Biopac MP100, Biopac Systems,
Santa Barbara, California). Subjects were seated on
a chair with their ankle at 90 , while the foot was
immobilized and securely strapped on the pedal.
EMG measurement: EMG activity of the gastrocnemius medialis and tibialis anterior was recorded
using bipolar silver chloride circular surface electrodes with a diameter of 9 mm (Contrôle Graphique Medical, Brie-Comte-Robert, France). In order
to minimize impedance (<5 kX), the skin was
shaved, abraded, and cleaned with alcohol. After
verification of an appropriate M-wave acquisition
(single response and highest amplitude), electrodes were placed over the middle of the muscle
belly, in the muscle fiber direction, with an interelectrode distance of 20 mm. The reference electrode was placed on the left wrist. The EMG signal
was amplified (gain ¼ 1,000) and recorded at a
sampling frequency of 4096 HZ (Biopac MP100,
Biopac Systems).
Electrically Evoked Contractions. Electrical stimulations were delivered to the tibial nerve by a highvoltage, constant current stimulator (DS7AH, Digitimer, Hertfordshire, UK). The cathode (a silver
56
Neuromuscular Fatigue During ES
chloride surface electrode) was fixed on the popliteal fossa and the anode (a rectangular 50-cm2 surface electrode, Medicompex, Ecublens, Switzerland) was placed beneath the patella. Rectangular,
monophasic pulses of 200-ls were used.
For M-wave and H-reflex recruitment curves the
individual stimulation intensity was identified at
rest by progressively increasing the amperage (10mA increment, every 5 s) from 10 mA until no further increase in twitch mechanical response (peak
value) and M-wave amplitude (Mmax) was noted.
This intensity was further increased by 10% to
obtain supramaximal intensity (ISM), which was
used during the entire testing procedure. At this
intensity, synchronous recruitment of all muscle
fibers was ensured.
Parallel to the M-wave recruitment curve the Hreflex response was observed. Subsequently, for
more precise identification of the intensity at
which Hmax was obtained (IHmax), 2-mA increments (every 10 s) were used. After each 17-train
bout, IHmax was further adjusted (2-mA increments) to obtain Hmax (IHmax adjusted).
Three twitches at ISM (interspaced by 5 s) and
three twitches at IHmax (interspaced by 10 s) were
delivered at rest (before the MVC), while subjects
maintained the same posture and a motionless
head.22 The mechanical responses associated with
the three twitches at ISM were recorded and averaged for further analysis. The following contractile
parameters were calculated: peak twitch (Pt),
defined as the maximum value of torque production to a twitch; contraction time (CT), the time
needed from the beginning of the contraction to
Pt; the maximum rate of force development
(MRFD), the peak value of the derivative calculated in the ascending part of the torque curve;
the half-relaxation time (HRT), the time required
for the torque to decrease by 50%; and the maximum rate of force relaxation (MRFR), the peak
value of the derivative calculated in the descending
part of the torque curve.
The EMG activity associated with the twitches
that elicited Mmax and Hmax was also recorded
and averaged for the analysis. The peak-to-peak
amplitude and duration of Mmax were calculated
as well as the latency from the stimulus artifact to
the first deflection of the M-wave. The amplitude
of Hmax was also calculated and normalized with
respect to Mmax (i.e., Hmax/Mmax ratio) to avoid
any implication of changes in neuromuscular
transmission or membrane excitability. In the present work we studied Hmax at rest to avoid any
involvement of the oligosynaptic pathways observed
MUSCLE & NERVE
January 2010
68
during a weak voluntary contraction.23 Moreover,
since the H-reflex amplitude is subject to modulations that occur at a presynaptic level,22 a rigorous
methodology was followed: subjects were seated in a
fixed position, there was an appropriate interval
between stimulations that evoked the H-reflex, and
we verified that there was no antagonist EMG activity.
Maximal Voluntary Contractions. Before the ES
protocol, all subjects performed three MVCs of the
plantar flexors, interspaced by 1 min. After every
17-train bout they performed two MVCs, interspaced by 30 s. They were asked to maintain a
maximal force plateau for 4 s. According to the
twitch interpolation technique,24 a doublet (10-ms
interval) at ISM was delivered when the plateau was
reached (superimposed doublet), as well as 2 s after the MVC (control doublet). All subjects were
encouraged verbally to perform maximally, and
the best trial was used for subsequent analysis.
Maximal torque (mean value of 500 ms on the
plateau) and the amplitudes of the superimposed
and control doublets were studied. The level of voluntary activation (LOA) was calculated as follows:
Evoked torque by stimulation trains was
recorded and averaged for the first five and last
five trains of each stimulation bout to obtain muscle responses to the stimulation trains.
Statistical Analysis. All variables recorded before,
during, and after the ES protocol were tested using
a one-factor (time) analysis of variance (ANOVA)
test for repeated measures (pre, post17, post34,
post51). In the case of a significant effect of time
on the variables (P < 0.05), the LSD Fisher posthoc test was used. Data are reported as means standard error of the mean (SEM), and the statistical significance was set at P < 0.05. All statistical
analyses were performed with Statistica 7.1 (StatSoft, Tulsa, Oklahoma).
RESULTS
During MVC the EMG activity of the gastrocnemius medialis was quantified by the RMS value of
the filtered signal (10–500 HZ) at a 500-ms interval
corresponding to the maximal torque. In order to
reduce the influence of peripheral factors13 the
RMS value was subsequently normalized to Mmax
(RMS/Mmax). A spectral analysis was also performed during the MVC to calculate the MF of the
EMG activity.
The MVC
torque decreased significantly (F3 ¼ 32.26, P <
0.001) from 79.91 2.67 Nm at pre- to 70.65 2.58 Nm at post51 (Fig. 2). The decrease was significant from the first exercise bout (74.48 2.41
Nm, P < 0.001). At post34, torque was further
decreased (71.56 2.67 Nm, P < 0.001), reaching
the minimal value at post51 (70.65 2.58 Nm).
Compared with the initial values, this represented
a decrease of 6.6 1.11%, 10.32 1.68%, and
11.53 1.27% at post17, post34, and post51,
respectively.
The level of voluntary activation significantly
decreased throughout the ES protocol from 97.92
0.91% at pre- to 96.52 1.27%, 96.2 1.1%,
and 95.2 1.66% at post17, post34, and post51,
respectively (F3 ¼ 3.89, P < 0.05) (Fig. 3).
The fatiguing exercise was
composed of three bouts of 17 stimulation trains.
Two rectangular electrodes (10 5 cm) were
placed over the subject’s triceps surae, one 5 cm
beneath the popliteal cavity and the other beneath
the insertion point of the medial and lateral heads
of the gastrocnemius muscle on the Achilles tendon. A portable stimulator was used (Cefar Physio
4, Cefar Medical, Lund, Sweden) to deliver constant current, rectangular, symmetric, biphasic
pulses. Train characteristics were the following: frequency 30 HZ, pulse duration 450 ls, and duty
cycle 40% (4 s on, 6 s off). Trains were delivered
at the maximal tolerated intensity (mean intensity
used was 29.9 1.54 mA).
FIGURE 2. Maximal voluntary contraction torque at pre, post17,
post34, and post51, ***P < 0.001 significantly different from
rest value; ††P < 0.01 and †††P < 0.001 significantly different
from post17 values.
LOA ð%Þ ¼ ½1
ðsuperimposed doublet=control doubletÞ 100:25
Torque and Muscle Activation during MVC.
ES Fatiguing Protocol.
Neuromuscular Fatigue During ES
MUSCLE & NERVE
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57
69
FIGURE 3. Level of voluntary activation at pre, post17, post34,
and post51, *P < 0.5 significantly different from rest value.
FIGURE 4. Peak twitch torque at pre, post17, post34, and
post51, ***P < 0.001 significantly different from rest value.
Both raw RMS values and normalized to the Mwave amplitude (RMS/Mmax) of the gastrocnemius medialis muscle declined significantly during
the exercise protocol (F3 ¼ 17.44, P < 0.001, and
F3 ¼ 6.32, P < 0.001, respectively). The significant
decrease in the RMS and RMS/Mmax values was
observed from post17 and persisted throughout the
ES protocol. The MF did not significantly change
(F3 ¼ 1.04, P ¼ 0.38), as indicated in Table 1.
Pt increased significantly during the exercise
(F3 ¼ 31.87, P < 0.001). A significant increase was
observed from post17 and was maintained
throughout the entire protocol (Fig. 4). All twitch
parameters improved significantly at post17, and
the improvement persisted until the end of the ES
session (Table 2). Figure 5 shows a typical twitch
response after each 17-train series.
Muscle response to stimulation trains was preserved at post17 and post34 and was only significantly decreased at post51 (F3 ¼ 4.35; P ¼ 0.01).
The torque evoked by stimulation was 30.94 2.37
Nm, 30.77 2.35 Nm, 30.62 2.12 Nm, and
28.89 2.38 Nm at pre, post17, post34, and
post51, respectively.
H-reflex. The ES protocol induced no changes in
H-reflex amplitude or the Hmax/Mmax ratio (F3
¼ 0.79, P ¼ 0.5, and F3 ¼ 0.61, P ¼ 0.6, respectively) (Table 1).
M-wave, Contractile Properties, and Muscle Response
DISCUSSION
Neither the amplitude nor
the duration of the M-wave was significantly modified by the ES session (F3 ¼ 1.42, P ¼ 0.24, and F3
¼ 2, P ¼ 0.12, respectively). The M-wave latency
was decreased significantly from the first exercise
bout (F3 ¼ 10.08, P < 0.001).
to Stimulation Trains.
The aim of this study was to characterize ESinduced fatigue by examining the time course
of neuromuscular fatigue components during a
low-frequency ES protocol. The main results indicated significant impairment in voluntary torque
Table 1. EMG activity, median frequency, M-wave and H-reflex characteristics pre-exercise and after each of the three exercise bouts.
RMS (mV)
RMS/Mmax
Median Frequency (Hz)
M-wave amplitude (mV)
M-wave duration (ms)
M-wave latency (ms)
H reflex (mV)
H/M
pre
post17
0.26
0.034
172.57
8.24
3.03
11.17
3.06
0.44
0.02
0.003
10.6
0.84
0.35
0.56
0.37
0.06
0.23
0.031
172.27
8.46
2.57
10.89
3.16
0.43
0.02**
0.004*
10.39
0.83
0.17
0.58***
0.41
0.06
post34
0.21
0.028
170.27
8.19
2.73
10.84
3.07
0.43
Values are means SEM; *P < 0.05, **P < 0.01, ***P < 0.001 significantly different from rest values;
from post17 values.
58
Neuromuscular Fatigue During ES
0.02***
0.004***
10.61
0.73
0.21
0.58***
0.4
0.06
P < 0.01 and
††
post51
,††
0.20
0.028
170.27
7.97
2.59
10.83
3.13
0.45
0.02***,†††
0.004***
10.48
0.68
0.18
0.57***
0.41
0.06
P < 0.001 significantly different
†††
MUSCLE & NERVE
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Table 2. Contractile properties before, during, and after the exercise protocol.
pre
CT (ms)
MRFD (Nm/ms)
HRT (ms)
MRFR (Nm/ms)
118
0.34
96
0.18
7.1
0.01
4.7
0.009
post17
95
0.49
86
0.22
4.3***
0.02***
4.6*
0.01***
post34
95
0.47
84
0.21
3.7***
0.02***
4.53**
0.01***
post51
100
0.47
82
0.22
4.2**
0.02***
4.55***
0.01***
F
P
7.23
43.53
5.06
9.58
0.001
0.001
0.01
0.001
Values are means SEM. CT contraction time, MRFD maximum rate of force development, HRT half-relaxation time, MRFR maximum rate of force
relaxation. *P < 0.05, **P < 0.01, ***P < 0.001 significantly different from rest values.
production from the first stimulation bout (first 17
stimulation trains). This impairment, which persisted throughout the experimental session, could
be attributed to changes that occur at a supraspinal level, since muscle excitability and contractile
properties, as well as spinal excitability, were
preserved.
The ES session caused a significant decrease in
voluntary torque production from the very first
stimulation bout that persisted over the course of
the protocol and reached a maximal decrease at
post51. This result is in accordance with other
studies that induced fatigue by electrical stimulation; for example, a 20% decline in MVC torque
was reported by Zory et al.26 after ES of the knee
extensor muscles. The difference in the amplitude
of the torque loss can be attributed partly to the
muscle group that was targeted but mainly to the
fatiguing protocol used. In our study, low-frequency (30 HZ) stimulation was chosen, whereas
high-frequency stimulation (75 HZ) was used in
the previous work. Greater fatigue development
after high-frequency stimulation has been
FIGURE 5. Typical mechanical response of one subject
obtained before trains and immediately after the 17th, 34th, and
51st train.
Neuromuscular Fatigue During ES
reported,27 and these data are consistent with the
interest in using low-frequency stimulation to minimize fatigue. Only Boerio et al.21 reported comparable MVC loss (9%) after high-frequency electrical stimulation (75 HZ) of the plantar flexor
muscles. This could be explained by the longer
resting periods between contractions (smaller duty
cycle) used in their protocol. Longer resting periods between electrically induced contractions allow
partial recovery from fatigue and provoke smaller
torque decreases than smaller inter-contraction
intervals.7,28
The decrease in the voluntary torque production of the plantar flexor muscles was accompanied by a significant reduction in the level of voluntary activation, which was evidenced at post34
and persisted for the rest of the protocol. Moreover, EMG activity, expressed both in absolute
units and normalized to the M-wave amplitude
(RMS and RMS/Mmax), was significantly diminished from the first stimulation bout. These
decreases were evidence of the incapacity of the
central nervous system to appropriately drive the
muscle. A reduced neural command arriving at the
muscle is the result of a reduction in the corticospinal influx arriving at the motoneurons (supraspinal factors) and/or an inhibition of motoneuron excitability (spinal factors).29 In our study,
the hypothesis of reduced excitability of alphamotoneurons can be excluded, since our results
clearly indicate that no change occurs at the spinal
level (no decrease in the Hmax/Mmax ratio). The
preservation of spinal excitability associated with
reduced LOA and RMS/Mmax during maximal
voluntary contraction is thus highly consistent
with a reduced cortical influx reaching the
motoneurons.
The reduction in corticospinal impulses engenders changes in motor unit recruitment expressed
by a decreased number of recruited motor units
and/or an altered firing rate of these motor
MUSCLE & NERVE
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59
71
units.30 Although the precise mechanisms responsible for the diminished EMG activity cannot be
determined, the lack of any change in MF is not
consistent with the hypothesis of a reduction in
the motor unit firing rate. It is thus likely that
their spatial recruitment was altered, leading to
decreased RMS and RMS/Mmax values. Failure of
the motor cortex to efficiently activate the muscle
has been reported after different types of prolonged exercise.12,13 The exact mechanisms that
cause reduced efferent signals from the motor cortex have not yet been elucidated, but changes in
neurotransmitter concentrations (e.g., dopamine,
noradrenaline) seem to be at the origin of this dysfacilitation.29 It is worth noting that cortical modifications are usually reported during prolonged
exercise. To our knowledge, only Boerio et al.21
described this phenomenon after a short ES session, where high-frequency stimulation was
applied. Our results are consistent with and complete their findings. This means that, despite the
different physiological events induced by high- and
low-frequency stimulation,10,11 the occurrence of
fatigue components is quite comparable, whatever
the frequency stimulation. In addition, this is the
first time that a study has demonstrated the precocious character of supraspinal fatigue under lowfrequency stimulation.
The supraspinal component of fatigue observed
in this study could have resulted from activation of
small-diameter thinly myelinated (group III) and
unmyelinated (group IV) afferent fibers. These
afferents have their free-ending receptors in skin
or muscle and tendon and are activated during
fatiguing contractions by mechanical, chemical
and thermal stimuli that may or may not be noxious.31 The exact mechanism by which group III
and IV fibers influence the voluntary activation of
muscle is still controversial. Some authors have
suggested that these afferents project to interneurons that mediate presynaptic inhibition and thus
act directly on the motoneuron pool,14,32 while
others have advanced the hypothesis of possible
supraspinal projections of group III and IV
fibers.33 Our results provide evidence of preserved
motoneuron excitability and thus support the second theory, according to which group III and IV
afferents act upstream of the motor cortex to
impair circuits that generate motor cortical output
descending to the motor neurons.
MVC torque loss was not accompanied by an
alteration in M-wave characteristics. M-wave amplitude and duration give information on the efficacy
of signal transmission in the neuromuscular junc-
60
Neuromuscular Fatigue During ES
tion and its propagation to the sarcolemma, thus
providing an index of sarcolemmal excitability.34
Our results showed that this efficacy was not modified by the ES session. Furthermore, the decreased
M-wave latency implied better signal conduction
velocity through the motor pathway (including
conduction through the motor axon, neuromuscular transmission and signal propagation along the
muscle fibers). It is commonly observed that, contrary to high-frequency electrical stimulation, lowfrequency stimulation induces fatigue that does
not elicit changes in M-wave characteristics.10,11,32
The present ES protocol did not engender any failure in the action potential propagation.
In contrast to the parameters that demonstrate
impaired central activation, it is particularly striking that the muscle contractile properties, which
are an index of excitation–contraction coupling at
the peripheral level, were significantly improved
from the first minutes of the ES protocol and
remained so throughout the entire session. Pt and
the parameters related to contraction (CT, MRFD)
and relaxation (HRT, MRFR) were enhanced by
the exercise protocol. This implies more effective
excitation–contraction coupling. MVC torque loss
thus cannot be attributed to factors distal to the
neuromuscular junction, since our results give evidence of a transitory muscle resistance to peripheral alterations. This means that ES evoked central
dysfacilitation prior to the impairment of contractile properties. The low-frequency stimulation used
in the present study could lead to metabolic
changes that would influence the mechanical
response. Increases in myoplasmic (Pi) and intracellular levels of Hþ, provoking intramuscular acidosis and subsequent alterations in the Ca2þ cycle,
are usually evoked as sources of impairment in the
contractile apparatus,11,35 although the role of the
latter is still equivocal.35 Contrary to the expected
peripheral failure caused by the present stimulation pattern, a potentiation of muscle contractile
properties was observed. Potentiation can be attributed to increased regulatory myosin light chain
phosphorylation, which reinforces the myofilament
sensitivity to Ca2þ.37 Thus, a greater number of
actin-myosin cross bridges is formed, and their
attachment speed is increased.38 These events
result in greater Pt and shorter CT, as observed in
our work. Furthermore, the increased MRFR and
shorter HRT indicate enhanced functioning of the
sarcoplasmic reticulum, which pumps Ca2þ and
provokes the relaxation of muscle cells. Fatigue
and potentiation can coexist and make it difficult
to quantify the respective contributions of these
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72
two phenomena in a simple twitch.38 The Pt values
at post34 and post51 showed the transient character of potentiation and the beginning of contractile impairment, which was confirmed by the significant decrease in muscle response to stimulation
trains only after the end of the protocol.
In conclusion, this study provides evidence of a
central fatigue component that is responsible for
the decrease in voluntary torque production during a low-frequency ES protocol. This was attested
by the decrease in maximal muscle voluntary activity (decreased LOA and RMS and RMS/Mmax).
Given the absence of dysfacilitation at the spinal
level, this central activation failure is attributed to
changes that occur at a supraspinal level. Failure
of the central command arriving at the alphamotoneurons seems the most probable explanation. In the periphery, excitation–contraction processes were enhanced, while transmission–propagation of the signals at the neuromuscular junction
and to the sarcolemma was not affected. These
results indicate that the central nervous system is
implicated in electrically induced fatigue, further
substantiating the nonpurely peripheral character
of this technique even under low-frequency
stimulation.
The authors thank O. Girard and J.P. Micallef for their contribution to the study and M. Djilas for help in data analysis. Supported
by the French Superior Education and Research Ministry.
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MUSCLE & NERVE
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1.3. Etude II
La fatigue centrale existe-t-elle lors de la stimulation électrique à basse
fréquence sur un muscle non résistant à la fatigue ?
Does central fatigue exist under low-frequency stimulation of a low-fatigue
resistant muscle?
Maria Papaiordanidou, David Guiraud, Alain Varray
Article sous presse
European Journal of Applied Physiology, DOI 10.1007/s00421-010-1565-9
75
Eur J Appl Physiol
DOI 10.1007/s00421-010-1565-9
ORIGINAL ARTICLE
Does central fatigue exist under low-frequency stimulation
of a low fatigue-resistant muscle?
Maria Papaiordanidou • David Guiraud
Alain Varray
•
Accepted: 24 June 2010
Ó Springer-Verlag 2010
Abstract The aim of the present study was to determine
whether central fatigue occurs when fatigue is electrically
induced in the abductor pollicis brevis muscle. Three series
of 17 trains (30 Hz, 450 ls, 4 s on/6 s off, at the maximal
tolerated intensity) were used to fatigue the muscle.
Neuromuscular tests consisting of electrically evoked and
voluntary contractions were performed before and after
every 17-train series. Both the force induced by the stimulation trains and maximal voluntary force generation
capacity significantly decreased throughout the protocol
(-27 and -20%, respectively, at the end of the protocol,
P \ 0.001). These decreases were accompanied by failure
in muscle excitability (P \ 0.01), as assessed by the muscle
compound action potential (M-wave or Mmax), leading to
significant impairment in the muscle contractile properties
(P \ 0.05), as assessed by the muscle mechanical response
(Pt). Central fatigue indices (level of activation, RMS/
Mmax and H reflex) were not significantly changed at any
point in the protocol. This gives evidence of preserved motor
command reaching the motor neurons and preserved spinal
excitability. The results indicate that this low-frequency
stimulation protocol entails purely peripheral fatigue
development when applied to a low fatigue-resistant muscle.
Communicated by Alain Martin.
M. Papaiordanidou (&) A. Varray
Motor Efficiency and Deficiency Laboratory/Movement to
Health, Faculty of Sports Sciences, University Montpellier 1,
700 Avenue du Pic Saint Loup, 34090 Montpellier, France
e-mail: mariapapaiordanidou@gmail.com
D. Guiraud
LIRMM, DEMAR Team, INRIA, CNRS,
University Montpellier 2, Montpellier, France
Keywords Muscle excitability H reflex Peripheral fatigue Muscle afferents
Introduction
Neuromuscular fatigue can be attributed to the physiological changes occurring at different sites, along the pathway
of muscle activity, which have been traditionally classified
as central or peripheral fatigue components. Central fatigue
involves processes taking place before the neuromuscular
junction (Gandevia 2001), while peripheral fatigue comprises those occurring distally to the neuromuscular junction (Allen et al. 2008). The dichotomy may appear
confusing since there is no clear boundary between the
nervous system and muscle, and the interactions between
the various structures are complicated (Bary and Enoka
2008). Nevertheless, studies on human muscle fatigue have
often used this distinction. Since the early work of Merton
(1954) on muscle fatigue, various studies have examined
the nature of fatigue induced by different types of exercise,
including voluntary exercise like long-distance running
(Millet et al. 2002; Racinais et al. 2007) and cycling
(Lepers et al. 2002) and sustained or repeated voluntary
contractions (Duchateau et al. 2002; Gandevia et al. 1998).
These studies have shown that the nature of fatigue
development is highly dependent on the task being performed, and that impairment in muscle capability to generate force is caused by failure of the mechanisms (one or
more) that are being stressed during the task. Interest has
also focused on electrically induced fatigue, under both
high-frequency (Boerio et al. 2005) and low-frequency
stimulation (Papaiordanidou et al. 2010). The results have
demonstrated that, following electrical stimulation (ES),
the impairment in muscle capacity to generate force during
123
76
Eur J Appl Physiol
voluntary contractions is due to diminished neural drive to
the muscle, independently of the stimulation frequency.
Since failure of the central nervous system (CNS) to
optimally drive the muscle can result from changes
occurring at or above the spinal level, and given that spinal
excitability was preserved in the aforementioned studies, it
can be concluded that mainly supraspinal structures were
implicated in the neuromuscular fatigue developed under
ES. The results showing evidence of supraspinal fatigue
development imply that central structures are involved in
electrically induced fatigue, further reinforcing the literature on the non-purely peripheral character of ES (Gondin
et al. 2005; Smith et al. 2003).
Supraspinal fatigue, a component of central fatigue, can
be attributed to suboptimal output from the motor cortex
(Gandevia 2001), which has several possible causes.
Increased afferent feedback from groups III and IV muscle
afferents is a possible mechanism of this dysfacilitation.
The input of these mechano- and metabo-sensitive afferents can act at the level of motor neurons or higher in the
motor pathway, at supraspinal centers, and can modulate
voluntary activation during fatiguing contractions
(Gandevia et al. 1998; Taylor et al. 2006). Their central
actions are poorly understood but appear to depend on the
muscle group performing the task. Martin et al. (2006)
gave evidence of a differential effect of their activation on
the motor neuron pools of the elbow flexor and extensor
muscles. Indeed, their increased activation had a facilitatory effect on the flexor but not the extensor muscles.
In addition to these results, the study of Bigland-Ritchie
et al. (1986) demonstrated that muscle function (flexor or
extensor muscles) is not the only parameter influencing the
appearance of central fatigue. In their study, central fatigue
was apparent after fatiguing voluntary contractions in the
soleus but not in the quadriceps muscle. Time to task
failure for the soleus was *35 min, while for the quadriceps this time was much shorter, *4.5 min. The higher
fatigue resistance observed for the soleus muscle than for
the low fatigue-resistant quadriceps might be another variable that determines the susceptibility to central fatigue.
Peripheral fatigue in muscles presenting great fatigability
may occur earlier than in fatigue-resistant muscles, thus
leaving no time for central fatigue to develop. These results
indicate a relationship between the physiological mechanisms involved during the task and the nature of the studied
muscle (high or low fatigue resistant), at least under
voluntary contractions.
We sought to determine whether the hypothesis that
central fatigue development during voluntary fatiguing
contractions depends on the muscle group being studied
would be verified under electrically induced fatigue. We
took into consideration the results of a previous study,
which showed that intermittent low-frequency stimulation
of the triceps surae provoked early central command failure
without any impairment at the spinal or peripheral level
(Papaiordanidou et al. 2010), and examined the physiological alterations, both qualitative and temporal, obtained
when the same ES protocol was applied to a low fatigueresistant muscle. The abductor pollicis brevis (APB) muscle was chosen because it is known to be highly fatigable
(Barandun et al. 2009). Independently of its reported fiber
typology (60% of type I fibers; Johnson et al. 1973), the
APB is a small, weak muscle with low resistance to fatigue
(time to exhaustion at 50% of maximal force *3 min;
Duchateau et al. 2002).
The aim of the present study was to determine whether
central fatigue occurs when a low-frequency ES is applied
to the APB. Stimulation frequencies\30 Hz are commonly
used in the clinical context to minimize the rapid onset of
fatigue (Scott et al. 2005). We particularly focused on the
kinetics of the fatigue components implicated by this
stimulation protocol, which is more suitable to rehabilitation programs.
Materials and methods
Subjects
Thirteen healthy subjects [2 females and 11 males, mean
age 28.5 (5.03) years] participated in the study. They were
all physically active, with no history of wrist injury or
recent operation of the upper limb. After being informed
about the objectives and the eventual risks of participation
in the study, all gave written consent. They were asked to
maintain their usual daily activity throughout the experimentation period. The study was conducted in accordance
with the principles of the Declaration of Helsinki and was
approved by the local Ethics Committee.
Experimental design
Subjects participated in two different sessions separated by
2 days. After an initial session of familiarization with the
experimental procedure and the apparatus, an experimental
session took place. During their first visit, they became
accustomed to median nerve electrical stimulation, as well
as to performing maximal voluntary contraction (MVC) of
the APB. A recruitment curve was drawn in order to precisely identify the intensity at which the maximal M-wave
and H reflex were obtained (see electrically evoked contractions). Maximal tolerated intensity for the ES protocol
was also determined during this first visit.
The experimental session began with a standard warmup consisting of ten light, submaximal isometric contractions of the APB, and it continued with the neuromuscular
123
77
Eur J Appl Physiol
tests taking place every 17 stimulation trains [before (pre),
during (post17 and post34) and immediately after the ES
fatiguing protocol (post51)]. The neuromuscular tests
duration was 90–120 s.
Data collection
Mechanical recording Abduction force of the right APB
muscle was recorded with a custom-made calibrated rigid
ergometer (Fig. 1), interfaced with an acquisition system
(Biopac MP100, Biopac Systems Inc., Santa Barbara, CA,
USA). Subjects were comfortably seated on a chair and had
their right upper limb positioned on a horizontal board in a
semi-supine position. The fingers and the forearm were
securely attached to the ergometer with straps in order to
minimize the contribution of adjacent muscles. Only the
thumb was free to move and have contact with the recording
part of the ergometer. Subjects were asked to push with the
middle of the thumb against the strain gauge transducer
(Captels, St-Mathieu de Treviers, France), which was
aligned with the perpendicular axis of the produced force.
EMG recording The surface EMG signals from the right
APB and the extensor pollicis longus (EPL) muscles were
recorded using bipolar, silver chloride, square surface
electrodes with a 9-mm diameter (Swaromed, NesslerMedizintechnik, Austria). After verification of an appropriate M-wave acquisition (single response and highest
amplitude), ensuring that the response was registered from
a single muscle, electrodes were placed over the muscle
Fig. 1 Illustration of the experimental set-up. Neurostimulation was
applied to the median nerve, while myostimulation was applied to the
abductor pollicis brevis muscle (APB). EMG activity was recorded
from the APB through the myostimulation electrodes and from the
extensor pollicis longus (EPL). The ground electrode was placed in
the wrist, between the neural stimulating electrodes and the EMG
recording electrodes. Force was recorded by the force transducer,
which was in contact with the middle of the thumb
belly, with an interelectrode distance of 30 mm. The reference electrode was attached on the right wrist (between
the stimulating and recording electrodes). Low impedance
between acquisition electrodes was controlled (\5 kX) and
obtained by abrading and cleaning the skin. The EMG
signal was amplified (gain = 500) and recorded at a sampling frequency of 4,096 Hz (Biopac MP100, Biopac
Systems Inc., Santa Barbara, CA, USA).
Neuromuscular tests
The neuromuscular tests consisted of electrically evoked
contractions and MVC.
Electrically evoked contractions The median nerve was
stimulated by means of a high-voltage, constant-current
stimulator (DS7AH, Digitimer Ltd., Hertfordshire, UK),
delivering rectangular, monophasic pulses of 500-ls
duration. The cathode and the anode (silver chloride
surface electrodes, Swaromed, NesslerMedizintechnik,
Austria) were placed one near the other over the pathway
of the median nerve in the forearm, 8 cm from the EMG
electrodes. The current intensity was progressively
increased (10-mA increments, every 5 s) in order to identify the individual stimulation intensity at which no further
increase in the amplitude of the compound muscle potential
(M-wave) was observed. The stimulation intensity was
then increased by 10% (supramaximal stimulation) to
ensure synchronous recruitment of all muscle fibers. This
supramaximal intensity (ISM) was used for the entire
experimental session. Afterward, subjects were asked to
perform a voluntary contraction at 10% of their MVC,
during which weak single stimuli (every 10 s) eliciting the
H reflex were delivered. Visual feedback of the generated
force was provided, helping the subjects to perfectly match
their force at 10% of their MVC. Intensity was increased
by 2-mA increments, until the maximum H reflex was
obtained (IHmax). When ISM and IHmax were determined,
three single stimuli at ISM separated by 5-s intervals were
delivered, and the Mmax and associated mechanical
response were recorded at rest. Furthermore, three single
stimuli at IHmax separated by 10-s intervals were delivered
during the weak voluntary contraction in order to obtain the
maximum H reflex.
Maximal voluntary contractions Before the fatiguing
protocol, all subjects performed three MVCs of the APB,
interspaced by 1 min. During the protocol, they performed
two MVCs, interspaced by 30 s. They were asked to
maintain a maximal force plateau for 4 s. According to the
twitch interpolation technique (Merton 1954), a twitch at
ISM was delivered when the plateau was reached (superimposed twitch), as well as 2 s after relaxation (control
twitch). All subjects were verbally encouraged to perform
123
78
Eur J Appl Physiol
maximally, and the best trial was used for subsequent
analysis.
LOAð%Þ
ES fatiguing protocol
Electrophysiological response The EMG activity of the
APB was quantified by the root mean square (RMS) value
of the filtered signal (10–500 Hz) at a 500-ms interval
corresponding to the maximal force. In order to reduce
the influence of peripheral factors (Lepers et al. 2002),
the RMS value was subsequently normalized to Mmax
(RMS/Mmax).
The fatiguing exercise was composed of three bouts of 17
stimulation trains. The APB was stimulated through the
EMG recording electrodes. A portable stimulator was used
(CefarPhysio 4, Cefar Medical AB, Lund, Sweden) to
deliver constant-current, rectangular, symmetric biphasic
pulses. Train characteristics were the following: frequency
30 Hz, pulse duration 450 ls, duty cycle 40% (4 s on, 6 s
off), delivered at the maximal tolerated intensity. For the
subjects participating in the study, this intensity varied
from 11 to 40 mA [16.5 (8.46) mA].
Data analysis
¼ ½1 ðsuperimposed twitch=control twitchÞ 100:
ES fatiguing protocol
The mechanical response of the APB was studied during
the ES protocol. The force evoked by the stimulation trains
was recorded and averaged for the first five and last five
trains of each stimulation bout in order to obtain muscle
response to the trains.
Twitches and evoked potentials
Statistical analysis
Mechanical response The following contractile parameters were calculated for the twitches eliciting Mmax (i.e.,
the average of the three responses evoked at rest): peak
twitch (Pt), defined as the maximum value of force production to a twitch; contraction time (CT), the time needed
from the beginning of the contraction to Pt; the maximum
rate of force development (MRFD), the peak value of the
derivative calculated in the ascending part of the force
curve; the half-relaxation time (HRT), the time required for
the force to decrease by 50% and the maximum rate of
force relaxation (MRFR), the peak value of the derivative
calculated in the descending part of the force curve.
Electrophysiological response The EMG activity associated with the three twitches eliciting Mmax and Hmax was
averaged for the analysis. The peak-to-peak amplitude and
duration of Mmax were calculated. Its latency was also
calculated as the time from the beginning of the stimulus
artifact until the first peak of the M-wave. The amplitude of
Hmax was also calculated and then normalized with
respect to Mmax (i.e., Hmax/Mmax ratio) to avoid any
impact of changes in membrane excitability. Moreover, the
RMS value of the EMG signal during the 10% voluntary
contraction was calculated on the 500-ms period preceding
the stimuli eliciting the H reflex.
Maximal voluntary contraction
Mechanical response During MVC, the maximal force
(mean value of 500 ms on the plateau) and the amplitudes
of the superimposed and control twitches were studied. The
level of voluntary activation (LOA) was calculated as
follows (Allen et al. 1995):
All variables recorded before, during and after the ES
protocol were tested using a one-way (time) repeated
measures ANOVA [before ES (pre), after 17 trains
(post17), after 34 trains (post34) and after 51 trains
(post51)]. In the case of a significant effect of time on the
variables (P \ 0.05), the LSD Fisher post-hoc test was
used. The normality of the distributions was verified with
the Shapiro–Wilk test. Variables having a non-normal
distribution were tested using a non-parametric Friedman
ANOVA. Data are reported as means and standard deviation (SD), and the statistical significance was set at
P \ 0.05. All statistical analyses were performed using
Statistica software (StatSoft, Inc., version 7.1, Tulsa, OK,
USA).
Results
Force during the stimulation trains and the maximal
voluntary contractions
The force evoked by the trains of stimulation decreased
during the ES protocol (Fr = 29.03, P \ 0.001). The
decrease was significant at post34 and continued until the
end of the fatiguing protocol (Fig. 2). From the value of
12.7 (6.7) N at the beginning of the protocol, the force
decreased to 10 (4.5) N at post17, to 9.3 (4.6) at post34,
and to 9.1 (4.6) at post51 (-27% compared with the initial
value).
The force evoked during MVC decreased throughout the
ES protocol (F3 = 12.96, P \ 0.001). Figure 3 shows the
percentage decline of force compared with the pre-value.
123
79
Eur J Appl Physiol
Mmax (RMS/Mmax), there was no significant change at
any point in the protocol compared with the pre-values
(Fr = 0.41, P = 0.93). Table 1 shows the values of the
electromyographic parameters throughout the testing
procedure.
LOA showed no significant change throughout the
experiment (Fr = 1.71, P = 0.63; Table 1).
Evoked potentials
Maximum M-wave amplitude decreased during the
experimental session (F3 = 5.71, P \ 0.01). After staying
constant at post17, it started decreasing at post34 (-7%)
and the decrease became significant at post51 (-11%,
P \ 0.01), while its duration showed no significant modifications (F3 = 1.7, P = 0.18). M-wave latency also
decreased during the ES protocol (Fr = 9.55, P \ 0.05).
The decrease was significant from the first 17-train series
(P \ 0.05) and continued for the entire protocol (P \ 0.05
for post34 and P \ 0.01 for post51). Details of the studied
parameters are shown in Table 1.
The H reflex amplitude was not significantly affected by
the stimulation trains (Fr = 1.33, P = 0.72) even when H
reflex was normalized to Mmax (Hmax/Mmax, Fr = 1.98,
P = 0.57; Table 1). The RMS value preceding the stimulation evoking the H reflex remained constant throughout
the experimental session (F3 = 0.66, P = 0.58).
Fig. 2 Force evoked by the trains of stimulation during the three
series of the ES protocol. ***P \ 0.001 significantly different from
pre-values
Fig. 3 Percentage of force decrease during maximal voluntary
contraction after every 17-train series. ***P \ 0.001, significantly
different from pre-values
Twitch contractile properties
This decrease was 6, 15 and 20% at post17, post34 and
post51, respectively.
The Pt decreased throughout the ES protocol (Fr = 7.43,
P \ 0.05). The constant state at post17 was followed by a
decrease of 5% at post34 that became significant only at
post51 (-11%, P \ 0.05). CT and MRFD also showed
a significant decrease at the end of the ES session
(Fr = 10.86, P \ 0.05 and Fr = 10.11, P \ 0.05 respectively). Relaxation parameters (HRT and MRFR) showed
no significant changes throughout the protocol. Details of
the twitch contractile properties are presented in Table 2.
EMG activity and LOA during maximal voluntary
contractions
The raw RMS values of the APB muscle significantly
declined throughout the protocol (F3 = 5.47, P \ 0.01). The
decrease became significant at post34 (-10%, P \ 0.01) and
post51 (-14%, P \ 0.01). When RMS was normalized to
Table 1 EMG activity,
activation level, M-wave and
H-reflex characteristics before
the ES session and after each
of the three ES bouts
pre
Values are mean ± SEM
post34
0.51 (0.14)**
post51
RMS (mV)
0.58 (0.15)
0.56 (0.16)
RMS/Mmax
0.069 (0.013)
0.067 (0.015)
0.065 (0.011)
0.068 (0.018)
LOA (%)
79.31 (16.52)
79.68 (18.04)
79.57 (23.52)
77.08 (15.33)
8.5 (2.49)
8.56 (2.61)
8.09 (2.93)
7.64 (2.75)*
M-wave amplitude (mV)
* P \ 0.05, ** P \ 0.01,
significantly different from rest
of the values
post17
0.49 (0.13)**
M-wave duration (ms)
5.3 (1.6)
5.3 (1.5)
5.2 (1.5)
M-wave latency (ms)
H reflex (mV)
6.53 (0.67)
0.8 (0.83)
6.44 (0.67)*
0.86 (0.73)
6.44 (0.6)*
0.9 (0.56)
5.1 (1.4)
Hmax/Mmax
0.08 (0.06)
0.09 (0.06)
0.1 (0.04)
0.096 (0.06)
RMSatH
0.14 (0.07)
0.13 (0.06)
0.13 (0.05)
0.13 (0.05)
6.38 (0.63)**
0.78 (0.66)
123
80
Eur J Appl Physiol
Table 2 Contractile properties before, during and after the ES protocol
pre
post17
post34
post51
F
P
Pt (N)
2.94 (2.08)
2.94 (2.03)
2.66 (1.85)
2.48 (1.59)*
7.43
0.05
CT (s)
0.087 (0.037)
0.085 (0.039)
0.081 (0.034)
0.078 (0.036)*
10.86
0.05
105.53 (62.23)
106.24 (62.67)
96.29 (55.69)
87.96 (45.08)*
10.11
0.05
CT/Pt
0.041 (0.027)
0.038 (0.025)
0.038 (0.021)
0.039 (0.023)
0.33
0.79
HRT (s)
0.064 (0.011)
0.060 (0.016)
0.057 (0.018)
0.058 (0.019)
1.24
0.31
MRFR (N/s)
42.99 (23.96)
44.58 (23.33)
46.2 (27.23)
44.15 (22.86)
0.63
0.88
0.36 (0.26)
0.35 (0.21)
0.34 (0.18)
0.36 (0.24)
0.34
0.79
MRFD (N/s)
Pt/Mmax
Pt peak twitch, CT contraction time, MRFD maximum rate of force development, CT/Pt CT was normalized with respect to Pt to take into
account the mechanical dependency of these two variables, HRT half-relaxation time, MRFR maximum rate of force relaxation, Pt/Mmax
electromechanical index
* P \ 0.05 significantly different from rest values
Discussion
The results of the present study demonstrated that intermittent low-frequency electrical stimulation of the APB
muscle provoked neuromuscular fatigue that could be
attributed to peripheral fatigue development, without any
implication of central factors. Neuromuscular fatigue was
evident from the beginning of the ES protocol and was
accompanied by failure in muscle excitability, as attested
by the significant decreases in M-wave amplitude. The time
course of central fatigue indices (no change in LOA,
RMS/Mmax or H reflex) indicated that central drive and
motor neuron excitability were preserved throughout the
ES protocol.
Muscle excitability was evaluated by eliciting the
compound muscle action potential (M-wave) before, during and immediately after the ES fatiguing protocol, and
the results indicated its impairment at the end of the protocol. Failure of action potential (AP) transmission at sites
distal to the point of stimulation (nerve axon, neuromuscular junction, muscle membrane) can entail the decline
of M-wave amplitude. At the neuromuscular junction,
pre-synaptic (reduction in acetylcholine release) and
post-synaptic (desensitization of acetylcholine receptors)
processes are involved. However, under physiological
conditions, the neuromuscular junction is known to remain
unaffected (i.e., it provides 1:1 action potential transmission; Gandevia 2001). On the other hand, APs may fail
to propagate either along each axonal bifurcation into the
muscle (Grossman et al. 1979), thereby limiting the
number of depolarized muscle fibers, or along the muscle
membrane, due to decreased sarcolemmal excitability. Our
results showing decreases in M-wave latency are consistent
with preserved nerve conductivity compared to pre-values,
leaving a failure of sarcolemmal excitability as the sole
explanatory mechanism for the decrease in M-wave
amplitude. Classically, failure of sarcolemmal excitability
is attributed to changes in electrochemical gradients that
prove impairment in the sodium–potassium pumps
(Na?–K? pumps). This dysfunction causes high K? efflux
from the myocytes to the extracellular spaces. The
increased extracellular [K?] (and increased intracellular
[Na?]) has been associated with a failure of excitation and
a reduction in force (Allen et al. 2008).
Failure of muscle excitability after high-frequency
stimulation has been well documented in the literature
(Badier et al. 1999; Darques et al. 2003; Zory et al. 2005).
In the present study, low-frequency ES also provoked this
alteration. This observation can be explained by the nature
of the studied muscle. The APB muscle is a low fatigueresistant muscle (Barandun et al. 2009), and these muscles
are known to be more sensitive to failure of muscle
excitability (Pagala et al. 1984). Our results indicate that
changes in sarcolemmal excitability are not only dependent
on the stimulation frequency, as previously suggested
(Badier et al. 1999; Zory et al. 2005), but are also influenced by other factors, like muscle fatigability.
The force evoked by the stimulation trains during the ES
protocol and the muscle capacity to generate voluntary
force significantly declined throughout the ES protocol.
These declines were accompanied by a significant decrease
in the muscle mechanical response, but only after the third
ES bout. The lack of early impairment of muscle contractile properties may be explained by potentiation, a
phenomenon that can mask the effects of fatigue on muscle
contractile properties by its opposite effects. While fatigue
decreases the force evoked by a simple twitch, potentiation
enhances the mechanical response. Since potentiation and
fatigue arise from the beginning of exercise and appear
following previous activation, these two phenomena can
coexist (Rassier and MacIntosh 2000), making it difficult to
distinguish their relative contributions to the simple twitch.
The twitch should thus be considered as the result of forcepotentiating and force-diminishing effects. Kufel et al.
(2002) observed that potentiated mechanical response is
more sensitive to detect early fatigue than non-potentiated
123
81
Eur J Appl Physiol
twitch, and as a consequence, the twitch evoked after the
MVC is considered a better indicator of peripheral fatigue.
However, the preservation of muscle contractile properties
at post17 and post34 for the potentiated twitch is consistent
with the transient preservation of parameters of the nonpotentiated mechanical response, further reinforcing the
concept that fatigue and potentiation coexist.
Muscle contractile properties are tightly controlled by
intracellular calcium (Ca2?) movements, involving Ca2?
release and re-pump from the sarcoplasmatic reticulum
(SR) and contractile protein sensitivity to Ca2? (Allen and
Westerblad 2001). It has been well documented in the
literature that low-frequency ES entails intramuscular
metabolic changes that influence muscle contractility
(Darques et al. 2003). Increased myoplasmic inorganic
phosphate (Pi) is a potential cause of contractile dysfunction by acting directly on the cross-bridge function or by
reducing myofibrillar Ca2? sensitivity (Dahlstedt et al.
2001). Although Pi seems to be the most prominent cause
of contractile impairment, there are other processes that
can influence the Ca2? cycle, such as limited ATP availability or increased magnesium concentration, while the
impact of elevated intracellular H? remains equivocal
(Allen et al. 2008). Our results show altered Pt and MRFD
and support the effect of these metabolites on the number
of formed cross bridges and their attachment rate. However, the unchanged ratio Pt/Mmax (index of electromechanical coupling) indicates that most of the impairment
was due to neuromuscular transmission failure, which
consequently led to decreased contractile protein binding.
Although muscle characteristics (excitability and consequently contractility) were impaired by the ES protocol,
thus proving alterations occurring at the periphery, there
was no central fatigue development at any point in the
experimental session. Spinal excitability, as assessed by the
H reflex during weak voluntary contraction and the Hmax/
Mmax ratio, remained unchanged. The decrease in force
generating capacity could have entailed an increase in the
neural drive arriving to motoneurons (to maintain the 10%
MVC contraction) and hence would have affected the
reflex gain. Similar RMS values, calculated during the
weak sustained contraction, gave evidence of constant
central input, further corroborating preserved spinal excitability. Raw RMS values significantly decreased during the
protocol but, when normalized to Mmax, the time course of
the ratio showed no changes over the session. A decrease in
RMS values can be considered as an index of impaired
neural drive to the muscle only in the case of no M-wave
alterations (Lepers et al. 2002) because the EMG signal is
inevitably influenced by processes occurring at the
periphery (changes in impedance or neuromuscular propagation). When the M-wave amplitude is affected by the
task, the decline in RMS is assumed to occur due to
changes taking place at the muscle level. Given these
findings and in addition to the results demonstrating
no change in the LOA at any point in the protocol
(b risk \ 10% throughout the protocol), we can assume
that the central mechanisms implicated in force generating
capacity were not affected by the ES session. Recent
findings showed that the assessment of central fatigue by
LOA or RMS/Mmax could present some limitations. First,
LOA can overestimate central fatigue due to cellular contributions to the increment of the superimposed twitch
under fatigue (Place et al. 2008). However, our results
showed no change in LOA during the ES session, which is
in agreement with no central fatigue overestimation bias.
Second, RMS was described to present non-negligible
intraday variations (Place et al. 2007). However, this bias
can be reasonably excluded since the RMS values displayed a very regular decrease throughout the ES session.
We assessed motor neuron excitability in the present
study using the H reflex as a tool. An earlier study of
electrically induced fatigue in the APB showed a failure in
spinal excitability after a 30-Hz ES protocol (Duchateau
and Hainaut 1993). Methodological considerations may
explain the different results obtained in the present study.
While in the aforementioned study the stimulation intensity
used to fatigue the muscle was supramaximal, we delivered
the ES protocol at the maximal tolerated intensity. Higher
evoked force levels induce higher fatigue levels (BinderMacleod and Snyder-Mackler 1993) and can affect spinal
excitability. Moreover, in the present study, fatigue was
examined during and after a fixed duration of stimulation,
while in the above-mentioned study the ES protocol continued until MVC force had decreased by 50%. These
considerations, in addition to the fact that H reflexes were
elicited during a sustained contraction corresponding to
different percentages of the subject’s maximal force, can
explain the discrepancies between results.
Our observation that a fatiguing ES protocol carried out
on the APB did not provoke any central alterations in the
force generating pathway offers new insight into the electrically induced fatigue. Although a previous study
(Papaiordanidou et al. 2010) demonstrated an early failure
of central drive to the exercising muscle (triceps surae)
under the same ES protocol, the present results on APB
muscle show that peripheral fatigue components were at
the origin of the subjects’ diminished capacity to generate
voluntary force. Task dependency is a major principle in
muscle fatigue research, the assumption being that the
dominant cause of muscle fatigue is specific to the processes stressed during the fatiguing exercise (Enoka and
Duchateau 2008). However, these results demonstrate that
the nature of fatigue is not only task-dependent but also
muscle-dependent. Indeed, under the same ES protocol,
central fatigue was developed in the plantar flexors but not
123
82
Eur J Appl Physiol
in the APB muscle. However, comparison between the two
studies should be made with caution since central fatigue
indices were not obtained with the same methodology.
While LOA was assessed by doublet interpolation in the
previous study, a simple twitch was used in the present
study. A single stimulus superimposed on a MVC may not
be sufficient to elicit enough extra force (Duchateau 2009),
and this could have led to underestimation of LOA.
However, the absence of modification in other indices of
central fatigue (RMS/Mmax and H reflex) is in accordance
with preserved central command during electrically
induced fatigue on the APB muscle.
The appearance of central fatigue for the ankle flexors
but not for the APB under the same ES protocol can be
explained by a differential effect of type III and IV muscle
afferent activation. These afferents are sensitive to the
muscle’s mechanical state and chemical milieu (Mense and
Meyer 1985) and have projections to spinal (Garland and
McComas 1990; Racinais et al. 2007) or supraspinal centers (Taylor et al. 2006). At the supraspinal level, they may
inhibit cortical excitability (direct action at the motor
cortex) or reorganize the circuits generating motor command (action above the level of motor cortical output),
leading to progressive failure of voluntary activation.
Concerning at least their spinal connections, Martin et al.
(2006) observed a facilitatory effect of group III and IV
muscle afferents on the elbow flexor but not extensor
muscles during voluntary fatiguing contractions of these
two muscle groups. These results suggest that the contribution of afferent feedback to the force decline is dependent on the muscle group. Thus, it could be hypothesized
that differences in the projections of these afferents for the
triceps surae and APB would explain the finding of
supraspinal fatigue development for the former but not the
latter muscle under the same ES protocol. Another explanation for the differences in central fatigue development
between the two muscles could be the stimulation intensity
used in the two studies. Indeed, the stimulation intensity
was set to the pain threshold. As a consequence, the
percentage of MVC evoked during stimulation was different in the studies (*40% for triceps surae vs. *20% for
APB). It has been suggested that the higher intramuscular
pressure in stronger muscles may lead to greater discharge
of group III and IV muscle afferents (Hunter et al. 2006).
As a consequence, central fatigue was clearly observed for
the triceps surae only, despite greater fatigue obtained with
the APB.
In conclusion, this study presents evidence of peripheral
fatigue development (failure in muscle excitability and
consequently contractility) during low-frequency electrical
stimulation of the abductor pollicis brevis, whereas central
motor command and spinal excitability were preserved
throughout the protocol. The results demonstrate that the
nature of the stimulated muscle is a key factor in determining not only the extent of the fatigue, as proposed in the
literature, but also the nature of the fatigue. The evidence
that the nature of the muscle implies different central
contribution to neuromuscular fatigue induced by lowfrequency stimulation may help clinicians to optimize
stimulation strategies according to the muscle being
studied.
Acknowledgments The study was supported by the French Higher
Education and Research Ministry. The authors would like to thank
J.-P. Micallef for his help on the ergometer design.
All experiments presented in the present study comply with the
French laws for human experimentation.
Conflict of interest statement
no conflict of interest.
The authors declare that they have
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123
84
2. Etude III
2.1. Présentation
Les deux précédentes études nous ont permis de caractériser la fatigue
neuromusculaire induite par un protocole d’ES à basse fréquence. Les résultats ont mis en
évidence le développement d’une fatigue supraspinale dès le début du protocole sur un groupe
musculaire résistant à la fatigue, tandis que les indices de la fatigue à l’étage spinal et
périphérique étaient préservés. A l’inverse, le même protocole d’ES effectué sur un muscle
connu pour présenter une grande fatigabilité, a induit le développement d’une fatigue
purement périphérique (altération de l’excitabilité musculaire et par conséquent de la
contractilité). Ayant mis en évidence les différences des sites où la fatigue peut apparaître
selon la nature du muscle étudié, nous avons voulu caractériser la fatigue induite par ES chez
le sujet blessé médullaire.
Dans le cadre de cette population dépourvue de la commande centrale, le concept de
fatigue supraspinale n’est pas pertinent, mais, dans le cas de motoneurone périphérique intact,
les boucles spinales sont toujours présentes et ainsi l’excitabilité spinale peut influencer la
réponse musculaire à l’ES. Ainsi, la connaissance des différentes composantes impliquées
dans la fatigue induite par ES (pour les blessés médullaires niveaux spinal et périphérique)
revêt une importance indéniable, notamment pour identifier des paramètres supplémentaires
pouvant être pris en compte dans les efforts de modélisation du muscle en condition de
fatigue.
L’objectif de cette troisième étude était de caractériser la fatigue induite par un
protocole intermittent d’ES chez des sujets blessés médullaires complets. La cinétique
d’installation nous a également intéressés lors de cette étude pour mettre en évidence les
changements de l’état du muscle au cours de l’application de l’ES.
85
2.2. Etude III
Fatigue neuromusculaire au cours d’un protocole intermittent
d’électrostimulation sur le triceps surae des patients blessés médullaires
Neuromuscular fatigue development during intermittent electrical stimulation of the
triceps surae in spinal cord injured patients.
Maria Papaiordanidou, Alain Varray, Charles Fattal, David Guiraud
Article soumis dans
Clinical Neurophysiology
86
Neuromuscular fatigue development during intermittent electrical stimulation of the
triceps surae in spinal cord-injured patients.
1
MARIA PAPAIORDANIDOU, 1ALAIN VARRAY, 3CHARLES FATTAL and 2DAVID
GUIRAUD
1
EA 2991 Motor Efficiency and Deficiency Laboratory/Movement to Health, University
Montpellier 1
2
LIRMM, DEMAR team, INRIA, CNRS, University Montpellier 2
3
Centre Mutualiste Neurologique Propara, Montpellier
Corresponding author:
Maria Papaiordanidou
UFR-STAPS, Motor Efficiency and Deficiency Laboratory
700, avenue du Pic Saint Loup
34090, Montpellier, FRANCE
tel: +33 4674157 35
e-mail: mariapapaiordanidou@gmail.com
Acknowledgments: The authors would like to thank Patrick Benoit, Mitsuhiro Hayashibe and
Mourad Benoussaad for their help during the experiments.
The study was supported in part by the French Ministry of Higher Education and Research.
87
ABSTRACT
Objective: The aim of the present study was to examine neuromuscular fatigue
development under intermittent electrical stimulation (ES) applied to complete spinal cordinjured subjects.
Methods: The triceps surae was fatigued using a 30-Hz ES protocol (50% duty cycle)
composed of three series of five trains. Spinal excitability (assessed by the H reflex), muscle
excitability (assessed by the M-wave) and muscle contractile properties (assessed by
mechanical response parameters) were tested before and after every five-train series.
Results: Torque evoked by ES significantly decreased throughout the protocol (P <
0.001). This decrease was accompanied by a significant increase in M-wave amplitude (P <
0.001), while H reflex and the Hmax/Mmax ratio were not significantly modified by the
protocol. The contraction properties (contraction time and rate) of the mechanical response
were improved (P < 0.05), while the amplitude of the mechanical response was significantly
altered during the ES protocol (P < 0.05).
Conclusions: The results indicated high fatigue development that could be attributed
to alterations taking place only distally to the muscle membrane.
Significance: These results may help clinicians to develop stimulation strategies for
optimal stress of the patients’ musculoskeletal system, by designing strengthening programs
aiming at enhancing muscle contractile properties.
Keywords: muscle excitability, spinal excitability, contractile properties
88
INTRODUCTION
Spinal cord injury (SCI) entails marked muscle adaptations below the lesion level. The
interrupted descending motor pathways lead to immobilization and disuse that result in
muscle atrophy, one of the most prominent changes occurring after SCI. This muscle atrophy
is expressed by a decrease in the muscle cross-sectional area (Castro et al, 1999) and is
associated with increased intramuscular fat (Gorgey and Dudley, 2007). In addition, SCI
muscles are known to undergo dramatic changes in fiber composition, expressed by a
conversion of slow oxidative fibers to fast glycolytic fibers (Burnham et al, 1997). The
conversion of muscle fibers toward a more glycolytic profile is associated with the decreased
oxidative capacity and increased fatigability of SCI patients (Martin et al, 1992; Gerrits et al,
1999).
Electrical stimulation (ES) is the only technique to contract a paralyzed muscle. ES is
used in the rehabilitation context as a technique to supplement for lost functions and it
partially counteracts the deleterious adaptations that skeletal muscle undergoes after SCI
(Martin et al, 1992; Gerrits et al, 2002; Shields and Dudley-Javorofski, 2006). The motor unit
recruitment order under ES is different from that observed for voluntary contractions
(Gregory and Bickel, 2005; Jubeau et al, 2007) and metabolic stress is sharply increased
(Vanderthommen et al, 2003), leading to marked and early fatigue development. It is widely
acknowledged that neuromuscular fatigue can develop at many sites along the pathway from
brain to muscle. In the periphery, muscle excitability and altered contractile properties explain
the muscle’s decreased capacity to generate force (Allen et al, 2008), while at the central
level, spinal excitability and supraspinal factors (cortical excitability, descending drive) are
implicated in the development of neuromuscular fatigue (Gandevia, 2001). The multi-factorial
character of fatigue has been observed even under ES applied in healthy subjects. Recent
studies showed evidence of central structure involvement in electrically induced fatigue,
under both high (Boerio et al, 2005) and low (Papaiordanidou et al, 2010) frequency
stimulation.
Rapid fatigue development is a limiting factor of ES and one of the major reasons why
this technique has not yet gained widespread acceptance by clinicians. Dealing with
neuromuscular fatigue is thus important for an efficient clinical application of ES.
Mathematical muscle models designed for automation of clinical ES programs can predict
muscle mechanical response to ES. However, their predictive capability deteriorates under
fatigue conditions. Models that introduce the notion of fatigue are much more empirical
because fatigue remains inadequately understood and the mechanisms implicated in its
89
development under ES are relatively unknown (Ding et al, 2003). Moreover, these models
consider muscle fatigue as a purely peripheral phenomenon, although central structures have
been shown to be important factors of fatigue development in able-bodied subjects. The
elucidation of these complex physiological mechanisms is of crucial importance for muscle
modeling and the predictive capability of mathematical models might be greatly improved if
factors other than those occurring at the periphery were taken into account.
The studies on fatigue development under ES applied to SCI patients have until now
examined peripheral factors. Changes in muscle excitability, as assessed by the muscle
compound action potential (M-wave), and contractile properties, as assessed by the muscle’s
mechanical response, have been evaluated (Shields, 1995; Thomas et al, 2003; Klein et al,
2006, Pelletier and Hicks, 2010). The contributions from central fatigue (spinal excitability in
the case of SCI) to electrically induced fatigue have not been studied. Although inputs from
descending supraspinal pathways are interrupted, reorganization of spinal circuitry and
increased segmental reflexes are observed after SCI (Ollivier-Lanvin et al, 2009). To our
knowledge, only the study of Butler and Thomas (2003) examined motoneuron excitability
under electrically induced fatigue in SCI and able-bodied subjects. They observed reductions
in motoneuron excitability during the fatiguing protocol, as assessed by F-waves, giving
evidence of modulated spinal excitability. It is thus evident that spinal activity can be
modified under fatigue conditions and this may affect muscle response to ES. Spinal activity
under fatigue conditions may therefore be a valuable parameter for muscle modeling research
to increase model accuracy.
The aim of the present study was to examine the time courses of neuromuscular
fatigue components, both at the peripheral and spinal levels, under low frequency intermittent
ES in persons with complete SCI. The stimulation frequency of 30 Hz was chosen, as it is
commonly used in SCI rehabilitation programs (Scott et al, 2005).
90
METHODOLOGY
SUBJECTS
Thirteen SCI patients volunteered to participate in the present study. They were all
recruited from the previously screened pool of subjects who have agreed to participate in
research studies conducted in the Propara Center, Montpellier, France. Their characteristics
are shown in Table 1. The study was approved by the Nîmes, France, ethics committee for
human protection (2008-A00068-47/1) and was conducted in accordance with the principles
of the Declaration of Helsinki. All subjects were informed of the study objectives and risks
and all signed the written consent form.
Criteria for inclusion in the study were: 1) age between 18 and 65 years, 2) complete motor
lesion at the cervical or thoracic level (ASIA A), 3) neurologic stability >6 months, 4)
complete range of motion for the hip and knee joints without any associated pathology, 5)
stimulation thresholds for the studied muscles <150 mA, 6) no cardiovascular or respiratory
problems, 7) no bedsores, and 8) no pregnancy.
DATA COLLECTION
Torque measurement: Torque evoked by ES was measured with an isokinetic
dynamometer (Biodex 3, Shirley Corporation, NY, USA). Subjects were comfortably seated
on the dynamometer chair with their right foot strapped to a pedal, while straps were also
applied to the chest, pelvis and the right midthigh to secure positioning. The ankle joint was at
90° and the knee joint was at 120° for the entire experiment. The dynamometer axis was
aligned with the anatomical ankle plantar- and dorsi-flexion axis.
EMG measurement: EMG activity of the soleus muscle was recorded by means of
bipolar, silver chloride, square surface electrodes (Contrôle Graphique Medical, Brie-ComteRobert, France). The skin was shaved and after verification of an appropriate M-wave
acquisition (single response and highest amplitude), electrodes were placed on the muscle
surface with an inter-electrode distance of 2 cm. The reference electrode was attached on the
left patella. The EMG signal was amplified (gain = 500) and recorded at a sampling frequency
of 4096 Hz (Biopac MP100, Biopac Systems Inc, Santa Barbara, CA, coupled with the
isolation unit INISO, Biopac).
91
EXPERIMENTAL DESIGN
Subjects visited the research laboratory of the Propara Center on two occasions,
separated by 2-3 days. During their first visit, the stimulation intensities were identified. A
recruitment curve was drawn in order to identify the intensities at which the maximum Mwave (ISM) and H reflex (IHmax) were obtained (see neuromuscular tests). We also determined
the intensity (ITmax) at which maximum torque was evoked by myostimulation (Tmax). On their
second visit, the experimental session started with verification of the aforementioned
stimulation intensities. Then, the fatiguing intermittent ES protocol was performed with
neuromuscular tests taking place before (pre) and after every five trains of stimulation (post5,
post10, post15). Torque and electromyographic activity (EMG) of the triceps surae muscle
were continuously recorded during the two sessions.
EXPERIMENTAL PROCEDURES
Neuromuscular tests
Train at ITmax: The neuromuscular tests consisted of one train at ITmax. Two rectangular
electrodes (10 x 5 cm) were placed over the triceps surae muscle, one 3 cm beneath the
popliteal fossa and the other 2-3 cm beneath the insertion point of the two gastrocnemii to the
Achilles tendon. The procedure for Tmax was described by Gerrits et al. (1999). During the
first session, the muscle was stimulated with one train (30 Hz, 450 µs, 1 s duration) delivered
every 10 s. The current amplitude was increased progressively (10-mA increments) until
torque evoked by stimulation reached a plateau. This intensity was confirmed in the second
session and was used during the experiment. A portable stimulator (Cefar Physio 4, Cefar
Medical AB, Lund, Sweden) was used to deliver constant-current, rectangular, symmetric
biphasic pulses.
Twitches at ISM and IHmax: The neuromuscular tests also included three twitches
delivered at the intensity of the maximal M-wave (Mmax) and three twitches at the intensity of
the maximal H reflex (Hmax). During the first session, a recruitment curve was performed.
The tibial nerve was stimulated by means of a high-voltage, constant-current stimulator
(DS7AH, Digitimer Ltd., Hertfordshire, UK) delivering rectangular, monophasic pulses of
500-µs duration. The cathode (a silver chloride square electrode, Contrôle Graphique
Medical, Brie-Comte-Robert, France) was fixed on the popliteal fossa and the anode (a
rectangular electrode) was placed beneath the patella. Intensity was progressively increased
(10-mA increments) until there was no further increase in the M-wave amplitude. The
intensity at which Mmax was observed was further increased by 10% in order to obtain
92
supramaximal intensity (ISM), which was used during the entire testing procedure. Parallel to
the M-wave recruitment curve, the H reflex was also observed. Subsequently, for more
precise identification of the Hmax intensity (IHmax) 2-mA increments were used.
Intermittent ES protocol
The triceps surea muscle was fatigued by means of an intermittent ES protocol with
the following characteristics: 30 Hz, 450µs, 2 s on-2 s off, at an intensity evoking 50% of
Tmax. Three series of five trains were used to induce fatigue. Current was delivered through
the electrodes used to evoke Tmax and with the same portable stimulator.
DATA ANALYSIS
Electrophysiological response: The EMG activity associated with the three twitches
eliciting Mmax and Hmax were averaged for the analysis. Mmax was analyzed for peak-to-peak
amplitude and duration. The peak-to-peak amplitude of Hmax was also calculated and then
normalized with respect to the Mmax amplitude (Hmax/Mmax ratio).
Mechanical response: The mechanical response associated with the three twitches
eliciting the Mmax at rest were recorded and averaged for the analysis. The following
parameters were calculated: peak twitch (Pt), defined as the maximum value of torque
production to a twitch; contraction time (CT), the time needed from the beginning of the
contraction to Pt; the maximum rate of torque development (MRTD), the peak value of the
derivative calculated in the ascending part of the torque curve; the half-relaxation time (HRT),
the time required for the torque to decrease by 50%; and the maximum rate of torque
relaxation (MRTR), the peak value of the derivative calculated in the descending part of the
torque curve.
The torque recorded during the train eliciting Tmax was analyzed for its maximum
value. The torque elicited during the three series of five trains used to electrically induce
fatigue was also analyzed for its maximum value. For each series, the mean of the five trains
was calculated and compared with the torque value of the first train of the first series (pre
value).
STATISTICAL ANALYSIS
All variables recorded before, during and after the ES protocol were tested using a
one-way (time) repeated measures ANOVA [before ES (pre), after five trains (post5), after 10
trains (post10), and after 15 trains (post15)]. In the case of a significant effect of time on the
variables (P<0.05), the LSD Fisher post-hoc test was used. The normality of the distributions
93
was verified with the Shapiro-Wilk test. For parameters without normal distribution, a nonparametric Friedman ANOVA was performed. Data are reported as means and standard
deviation (SD) and the statistical significance was set at P ≤ 0.05. All statistical analyses were
performed using Statistica software (StatSoft, Inc., version 7.1, Tulsa, OK).
94
RESULTS
Torque during the trains of stimulation and Tmax
Torque developed during the stimulation trains significantly decreased throughout the
protocol (F3 = 23.96, P < 0.001). This decrease was significant from post5 (P < 0.05) and
continued for the entire ES session. From the initial value of 11.1 (6.18) Nm, observed at the
first train of the first of the three five-train series, torque declined to 10.18 (5.52) Nm at post5
and to 9.08 (5.18) Nm and 8.31 (4.89) Nm at post10 and post15, respectively. This
represented a decrease of 28% at post15 compared with the initial values. Figure 1 shows the
changes in torque during the stimulation trains.
Tmaxalso decreased throughout the experimental session (F3 = 25.04, P < 0.001). The
decrease was evident from the first train bout (P < 0.001) and persisted for the entire ES
protocol. From the pre value of 20.56 (10.57) Nm, Tmax declined to 19.15 (10.01) Nm, to
18.24 (9.64) Nm, and to 17.62 (9.31) Nm at post5, post10, and post15, respectively. At
post15, Tmax had decreased by 16% compared with the pre value. The Tmax changes are
presented in Figure 2.
Electrophysiological parameters
Mmax amplitude increased significantly during the protocol compared with the initial
values (F3 = 20.54, P < 0.001). At pre, Mmax amplitude was 2.52 (1.55) mV and after the last
five-train series its amplitude had increased to 2.67 (1.58) mV. On the contrary, the duration
of Mmax showed no significant changes throughout the session (F3 = 0.74, P = 0.53). Figure 3
presents the M-wave changes during the experimental protocol.
We managed to obtain an H reflex response in eight of the 13 subjects in the study.
The amplitude of Hmax was not significantly modified by the intermittent ES protocol (F3 =
0.26, P = 0.84). In tandem, Hmax normalized to Mmax (Hmax/Mmax ratio) was not affected
throughout the session (F3 = 1.64, P = 0.2). Table 2 shows the H reflex and Hmax/Mmax values
collected during the experimental session.
Muscle contractile properties
Pt significantly decreased during the protocol (Fr = 10.7, P < 0.05). The decrease was
evident from post5, but became significant at post15. CT significantly decreased from pre
values (P < 0.05), while MRTD was significantly increased (P < 0.05). These changes were
significant from post10 until the end of the protocol. Variables of muscle relaxation (HRT and
95
MRTR) were not significantly modified by the ES protocol. Table 3 presents the mechanical
response parameters during the ES protocol.
96
DISCUSSION
The aim of the present work was to examine the development of neuromuscular
fatigue during intermittent low frequency ES applied to muscles paralyzed by SCI. Main
results showed rapid development of neuromuscular fatigue, evident from the first ES bout,
which was accompanied by significant alterations in muscle contractile properties, despite
enhanced muscle excitability. In addition, spinal excitability was preserved throughout the
protocol.
The decreases in Tmax and the torque evoked during the trains of the fatiguing protocol
gave evidence of early neuromuscular fatigue development, since by the first five-train bout
the decrease was ∼10% for these two parameters. At the end of the protocol, torque continued
to decrease, reaching 70% of pre values. The 30% torque loss at the end of the stimulation
protocol was consistent with previously presented results (Shields, 1995; Hillegass and
Dudley, 1999) in subjects paralyzed by SCI. This substantial fatigue was accompanied by an
increase in Mmax amplitude, which is an index of the effectiveness of neuromuscular
transmission and impulse propagation in muscle fibers (Hicks and McComas, 1989), proving
enhanced muscle excitability. The better propagation along the muscle fibers was most
probably related to the enhanced activity of sodium-potassium pumps (Hicks et al, 1989).
These pumps help to restore sodium and potassium concentrations on either side of the
muscle fiber membrane, ensuring the electrochemical gradient, and enable fibers to maintain
their excitability during repetitive contractile activity (Hicks and McComas, 1989). Moreover,
there seem to be several compensatory processes (role of chloride channels, alterations in leak
conductance) acting together to prevent or minimize the effects of failure in muscle
excitability (for a review see Allen, Lamb and Westerblad, 2008). The potentiation of Mmax
agreed with previous observations in SCI subjects (Shields, 1995), which reported M-wave
potentiation at the initial phase of a 4-min ES protocol. Pelletier and Hicks (2010) reported
unchanged M-wave amplitudes during a 2-minute fatiguing protocol applied to paralyzed
tibialis anterior muscle and concluded that fatigue development in SCI subjects could be
attributed to mechanisms distal to the muscle membrane. Our results corroborate this
conclusion, since the enhanced muscle excitability observed during the experimental session
could not have been at the origin of the torque decrease.
This enhancement may have led to the improvement in muscle contraction
characteristics. Although the contraction parameters of the mechanical response (CT and
MRTD) were enhanced, Pt was decreased, giving evidence of impaired cross-bridge force97
generating capacity. The Pt decrease was evident from the beginning of the protocol, but it
became significant only after the third train bout. The effects of fatigue on a simple twitch can
be masked by potentiation (Rassier and MacIntosh, 2000). Potentiation and fatigue appear
concomitantly (Behm and St Pierre, 1997) and their opposing effects on muscle mechanical
response make it difficult to interpret the results obtained on a simple twitch. Therefore, the
transient preservation of contractile properties can be attributed to the combined effect of
potentiation and fatigue, despite electrically evoked torque reduction from the beginning of
the protocol.
Given the phenomenon of potentiation, isometric twitches have been widely used in
studies to identify the cellular mechanisms of muscle fatigue (Fitts, 1994). Muscle mechanical
response is associated with molecular events of the cross-bridge cycle and particularly with
Ca2+ dynamics (Allen, Lamb and Westerblad, 2008). Increased inorganic phosphate (Pi) is
thought to be one of the major causes of peripheral muscle fatigue (Westerblad, Allen and
Lännergren, 2002). Although its direct effect on cross-bridge function is probably rather small
in mammalian muscle at physiological temperatures (Allen, Lamb and Westerblad, 2008),
increased Pi can reduce filament sensitivity to Ca2+ and hence impact force production (Millar
and Homsher, 1990). The decrease in Pt was consistent with reduced myofibrillar Ca2+
sensitivity, but the enhanced muscle contraction indicated preserved sarcoplasmatic reticulum
function. Indeed, the enhanced muscle excitability may have entailed enhanced muscle
contraction, which, due to decreased myofilament sensitivity to Ca2+, would not be as
effective as in the pre state.
The preserved Hmax and Hmax/Mmax ratio throughout the experimental session showed
that spinal factors were not implicated in the development of neuromuscular fatigue under this
specific intermittent ES protocol. H reflex has been widely used as an index of spinal
excitability. It is often considered to represent the motoneuron response to activation of Iα
afferents, but caution should be used when interpreting H reflex results, since its amplitude is
influenced by supraspinal, homonymous and heteronymous modulations, as well as intrinsic
motoneuronal properties (Misiaszek, 2003). Spinal excitability is preserved after SCI and
electrophysiological outcomes after acute and chronic paralysis have shown either preserved
or even increased H reflex amplitude (Leis et al, 1996). This has been attributed to decreased
pre-synaptic inhibition, which is mediated by descending tracts that, after spinal cord lesion,
cannot control neurotransmitter release of Iα afferents or spinal interneurons (Leis et al, 1996;
Ollivier-Lanvin et al, 2010). Despite the wide use of the H reflex as a tool to monitor spinal
excitability and spasticity after SCI, it has not been used in fatigue studies of electrically
98
induced fatigue in this population. We demonstrated that when the triceps surae muscle was
fatigued by intermittent ES, the fatigue could not be attributed to changes occurring at the
spinal level since there was no modification in the H reflex amplitude or the Hmax/Mmax ratio.
Spinal excitability was preserved throughout the experimental session, proving unmodified
spinal connections induced by the ES protocol. A study using F-waves to assess spinal
excitability demonstrated a reduction in their persistence and amplitude during continuous ES
of the median nerve, suggesting alterations in spinal excitability for thenar muscles (Butler et
al, 2003). The supramaximal intensity used to fatigue the thenar muscles and to elicit Fwaves, the frequency (18 Hz), and the muscle group studied may explain the discrepancies
between these results and ours. However, F-waves present some limitations when used to
assess motoneuron excitability. The antidromic reactivation of the motoneurons giving the F
response is thought to provide little insight into how motoneurons behave normally (absence
of a synaptic event) and, furthermore, the sensitivity of F-waves to changes in motoneuron
excitability is much less than that of the H reflex (Pierrot-Deseilligny and Burke, 2005).
In conclusion, ES delivered to a muscle paralyzed by SCI induced rapid and
substantial muscle fatigue despite improved muscle excitability. This involved only
alterations in contractile properties, which were transiently preserved due to potentiation, but
became evident at the end of the protocol. The characterization of neuromuscular fatigue in
SCI patients and information on the changes in fatigue components under ES have different
applications. First, these results provide valuable information for researchers modeling the
musculoskeletal system. The identification of model parameters from experimental data that
accurately describe muscle behavior under fatigue conditions would increase the predictive
capability of mathematical models by taking into account neuromuscular fatigue
development. Moreover, establishing the time course of fatigue components can help
clinicians to develop rehabilitation strategies that optimally stress the SCI musculoskeletal
system. Bearing in mind that contractile properties are the most affected fatigue component
under intermittent ES, future strengthening programs should be designed to enhance muscle
contractile quality. To our knowledge, this is the first information about the time course of
several fatigue components under intermittent ES applied to SCI subjects. The purely
peripheral character of fatigue under the present ES protocol should be examined in further
studies of acute and chronic patients in order to identify the impact of deleterious adaptations
to chronic SCI on fatigability and on the nature of developed fatigue.
99
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102
TABLES
Table 1: Characteristics of the subjects participating in the study
Subject
Sex
Age (years)
S1
S2
S3
S4
S5
S6
S7
S8
S9
S10
S11
S12
S13
M
M
M
M
F
M
M
M
M
M
M
M
F
39
46
22
21
25
26
45
37
32
45
48
53
60
Years after
injury
3
14
2.5
1.5
1
3
14
12
0.6
1.5
1.5
4
37
Lesion level
T6
T10
C7
C5
C7
T6
T6
T6
C5
C5
T6
T6
T10
ASIA
classification
A
A
A
A
A
A
A
A
A
B
A
A
A
Sex: M (male), F (female), Lesion level: T (thoracic), C (cervical), ASIA: American Spinal
Injury Association, A (complete motor and sensory injury), B (complete motor and
incomplete sensory injury).
103
Table 2: H reflex and Hmax/Mmax ratio during the experimental session
pre
post5
post10
post15
H reflex (mV)
1.59 (1.06)
1.57 (1.08)
1.62 (0.99)
1.61 (0.99)
Hmax/Mmax
0.63 (0.34)
0.56 (0.23)
0.56 (0.20)
0.56 (0.20)
104
Table 3: Contractile properties during the experimental session
pre
post5
post10
post15
Pt (Nm)
9.57 (3.8)
9.54 (4.1)
9.45 (4.1)
9.33 (4.1)*
CT (ms)
89 (16)
87 (16)
85 (15)*
85 (14)*
MRTD (Nm/ms)
0.226 (0.10)
0.227 (0.11)
0.229 (0.11)*
0.231 (0.12)*
HRT (ms)
78 (19)
80 (22)
81 (23)
78 (25)
MRTR (Nm/ms)
0.14 (0.05)
0.14 (0.06)
0.14 (0.06)
0.14 (0.06)
CT: contraction time, MRTD: maximum rate of torque development, HRT: half-relaxation
time, MRTR: maximum rate of torque relaxation. * P < 0.05, significantly different from pre
values.
FIGURE LEGENDS
Figure 1: Torque evoked by the stimulation trains. The decrease was significant from post5
and continued throughout the protocol.
Figure 2: Decrease in the maximal torque evoked by ES during the fatiguing protocol.
Figure 3: M-wave potentiation throughout the ES protocol.
105
3. Etude IV
3.1. Présentation
La troisième étude a mis en évidence une fatigue purement périphérique quand un
protocole d’ES était appliqué sur le muscle triceps surae des sujets blessés médullaires
complets. Cette fatigue purement périphérique était mise en évidence par l’altération
seulement des propriétés contractiles, tandis que l’excitabilité musculaire était préservée,
voire améliorée. L’évolution des propriétés contractiles au cours du temps a été considérée
comme le groupe de paramètres le plus pertinent à introduire dans le modèle. Ainsi, lors de
notre quatrième étude l’évolution de ce paramètre a été prise en compte.
En conditions réelles d’application de l’ES, où la séquence de stimulation n’est pas
prédéfinie, la prédiction du comportement du muscle reste impossible. Ainsi, nous nous
sommes intéressés à trouver un élément qui pourrait donner l’état du muscle à chaque instant
et cela indépendamment du protocole d’ES. Les paramètres du modèle ont été identifiés à
l’aide des données expérimentales des propriétés contractiles, issues de l’étude III, pour suivre
le phénomène de fatigue, ce dernier point constituant l’objectif de cette quatrième étude.
106
3.2. Etude IV
Identification de la fatigue chez les sujets blessés médullaires avec un modèle
physiologique de muscle
Fatigue tracking in spinal-cord injury using a physiology-based muscle
model
Maria Papaiordanidou, Mitsuhiro Hayashibe, Alain Varray, Charles Fattal, David Guiraud
Article soumis dans
IEEE Transactions on Neural Systems and Rehabilitation Engineering
107
1
Fatigue tracking in spinal-cord injury using a physiology-based muscle model
Maria Papaiordanidou1, Mitsuhiro Hayashibe2, Member, IEEE EMBS, Alain Varray1, Charles Fattal3,
David Guiraud2, Member, IEEE EMBS.
1
Motor Efficiency and Deficiency Laboratory/Movement to Health, University Montpellier 1, 700 avenue
du Pic Saint-Loup, 34090, Montpellier, France.
2
DEMAR team, University Montpellier 2, INRIA, LIRMM, 161 rue Ada, 34095, Montpellier, France.
3
CMN Propara, 263 rue du Caducée, 34000, Montpellier, France.
Corresponding author
Maria Papaiordanidou
Motor Efficiency and Deficiency Laboratory/ Movement to Health
700, avenue du Pic Saint-Loup
34090, Montpellier, France
tel: +33467415735
fax: +33467415704
e-mail: mariapapaiordanidou@gmail.com
108
2
ABSTRACT
Muscle fatigue is a complex phenomenon that limits the application of Functional Electrical Stimulation
(FES), used to activate skeletal muscle in order to perform functional movements. The purpose of the
present study was to track the development of neuromuscular fatigue under intermittent FES applied to
the triceps surae muscle of 5 subjects paralyzed by Spinal Cord Injury (SCI). Experimental results gave
evidence of neuromuscular fatigue development attributed to muscle contractile properties impairment.
Classical parameters representing muscle contractile properties (peak twitch, Pt and twitch contraction
and relaxation parameters) significantly decreased at the end of the protocol. These experimental data
were used to identify the parameters of a previously developed physiological mathematical model
describing all possible contractive states occurring in a stimulated muscle. The sigma-point Kalman filter
was used for the identification of the model’s parameters and simulation results prove that the model was
capable to track fatigue and under the present stimulation conditions even predict muscle contractile
behavior. This work reinforces clinical research with a tool allowing clinicians to monitor the current state
of the stimulated muscle for its optimal solicitation.
Index Terms: muscle fatigue, contractile apparatus, identification method, Sigma-Point Kalman Filter,
paraplegia, muscle model
109
3
INTRODUCTION
Over the past years, electrical stimulation has been used to artificially activate skeletal muscles, either as a
part of a strengthening training program either in the clinical context to partially restore muscle function
in patients with upper motor neuron lesions. In this latter context, the commonly used term is Functional
Electrical Stimulation (FES). A fundamental problem in FES research is to control the electrically
induced movement of a highly complex, nonlinear and time-varying system, as the neuro-musculoskeletal system [1]. Development of mathematical models describing this complex system can assist in
the design of efficient FES control strategies, either in the development of neuroprostheses [1] or in the
research focused on defining the optimal activation patterns during FES [2]. In both cases, the aim is to
analytically describe and further predict the behavior of stimulated muscles.
In addition to the already existing complexity of the system, muscle fatigue, one of the major limitations
in the clinical application of FES, further complicates the control task. Indeed, due to the completely
different motor unit recruitment pattern observed under FES compared to voluntary contractions [3], [4],
the metabolic solicitation is greater under FES [5], [6] and this leads to important neuromuscular fatigue
development [7]. Fatigue is a complex and multifactorial physiological phenomenon that can appear at
different sites along the pathway from brain to the muscle [8], [9]. When applied to able-bodied subjects,
electrical stimulation solicits the whole generation pathway and developed fatigue is attributed both to
central and peripheral impairments [10], [11]. In spinal cord injured subjects (SCI), supraspinal
descending pathways are missing, but spinal reflexes are still functional and hence spinal excitability may
change and thus explain force decline under FES. However, studies on electrically induced fatigue in
paralyzed muscles give evidence of contractile impairment as sole explanatory mechanism for the
important force decline [12]. Moreover, we carried out a preliminary study and observed no modification
of spinal excitability or alteration of muscle excitability under electrically induced fatigue in SCI subjects
(unpublished data). Thus we focused on the study of muscle contractile properties, in order to examine
fatigue and track its evolution.
110
4
Previous studies have been interested in the phenomenon of muscle fatigue. Non-physiological analytic
models, trying to curve-fit the forces produced during fatigue tests [13], [14] or models based on
metabolic and electromyographic data [15], [16] have been developed. The research team of the
university of Delaware has done since the last 15 years, considerable work on muscle modeling. They
managed to accurately predict muscle force under different fatigue conditions induced by a wide range of
stimulation patterns [17]. Identification of the model’s parameters under fatigue condition was done based
on the forces predicted by their initial force model, the latter being parameterized using experimental
data. However, the predifined stimulation parameter setting over time used in the aforementioned study,
although allowing force prediction, does not respond to practical FES problems. Indeed, when FES is
applied to paralyzed muscles stimulation condition is not constant. The stimulation sequence is not
predefined and stimulation and rest durations are not known in advance. Therefore prediction becomes
difficult, even impossible when the stimulation pattern is changed.
Our approach to the problem is to find muscle’s current state with the least laps of time, independently of
the stimulation pattern. Fatigue studies classically use muscle contractile properties as index of peripheral
fatigue development. This classical evaluation is pertinent for off-line analysis of muscle fatigue, but
cannot be used for FES parameters modulation. Indeed, when FES is applied to paralyzed muscles
stimulation parameters should change according to muscle’s current state, in order to optimally control
the system. For this, mathematical models that are based on physiological parameters are necessary. A
previously developed physiological muscle model that accurately predicts muscle response to different
stimulation patterns [18] was used in the present study. The model’s parameters were identified using
experimental force data. The muscle mechanical response on a simple twitch was studied and its timecourse under a pre-selected FES protocol was used to identify the model’s parameters and to track
fatigue. We consider that this work can provide clinicians with a tool allowing them to monitor the
muscle condition under FES application and to change stimulation patterns for optimal stress of the
patients’ musculo-skeletal system.
111
5
In this paper, after the description of experiments performed to SCI patients and a brief presentation of the
physiological muscle model, we present and discuss the experimental results and the results of related
model force estimations.
112
6
METHODS
Experimental design
Five motor complete SCI subjects volunteered to participate in the present study. Their characteristics are
shown in Table 1. They were all recruited from the pool of previously screened subjects who have agreed
to participate in research studies at the CMN Propara (Montpellier, France). The study was approved by
the ethical committee for persons’ protection of Nîmes (2008-A00068-47/1). After being informed about
the objectives of the study and the eventual risks associated with their participation, all subjects signed the
consent form.
Subjects came to the laboratory on two sessions separated by 2-3 days. On their first visit the intensities
where the maximal torque (Tmax), the maximal compound muscle action potential (M-wave or Mmax)
and the associated mechanical response peak twitch (Pt) are obtained, were defined (recruitment curve).
Tmax was obtained through myostimulation of the triceps surae muscle (train at 30 Hz, 450 µs, 1 s on –
10 s off), while Mmax and the associated Pt were obtained through neural stimulation (single twitch of
500-µs-duration) of the tibial nerve at the popliteal fossa. After this first visit, subjects returned for a
second session during which the aforementioned intensities were just re-adjusted and the intermittent
fatiguing ES protocol was performed. Figure 1 presents the experimental set-up used in the present study.
Experimental protocol
The subjects’ right triceps surae muscle was fatigued with 5 series of 5 trains (30 Hz, 450 µs, 2 s on – 2 s
off, at intensity evoking 50% Tmax). Electrical stimulation was delivered through surface electrodes (10
cm x 5 cm) placed one 5 cm beneath the popliteal cavity and the other beneath the insertion point of the
medial and lateral gastrocnemii on the Achilles tendon. A portable stimulator was used (Cefar Physio 4,
Cefar Medical, Lund, Sweden) to deliver constant current, rectangular, symmetric, biphasic pulses.
Three twitches at +10% of Mmax intensity were delivered before and after every 5-train-series. The tibial
nerve was stimulated by a constant current stimulator (DS7AH, Digitimer, Hertfordshire, UK). The
113
7
cathode (a silver chloride surface electrode) was fixed in the popliteal fossa and the anode (10 cm x 5 cm)
was placed beneath the patella. Rectangular, monophasic pulses of 500-µs were used.
Torque and electromyographic activity (EMG) of the soleus muscle were synchronously recorded by
means of an acquisition system (Biopac MP100, Biopac Systems, acquisition frequency 4096 Hz)
coupled with the isolation units (INISO-Biopac). Subjects sat on a dynamometric chair (Biodex 3, Shirley
Corporation, NY, USA). The right foot was attached to the dynamometer (90° for ankle joint and 110° for
the knee joint), while straps were used on the pelvis and shoulders to secure subjects’ position on the
chair. The axis of the dynamometer was aligned with the ankle’s rotation axis. Surface EMG electrodes
(Contrôle Graphique, Brie-Compte, France) were placed on the soleus muscle with an interelectrode
distance of 2 cm. The reference electrode was placed on the left patella.
Presentation of the multi-scale physiological muscle model
The physiological muscle model used for identification and simulation of the muscle mechanical response
is based on a multi-scale approach, from the sarcomere scale to the muscle scale. It includes the
macroscopic structure proposed by Hill [19], while its microscopic theory is based on the two-state crossbridge model of Huxley [20]. Here it is summarized briefly.
The Hill-type model proposes that force is generated by a contractile element (muscle) in series with an
elastic element (tendon); the parallel element is not included in the model because of isometric conditions
use (figure 2).
The active part of the muscle, the contractile element (Ec), is modeled using the Huxley model, integrated
from the microscopic to the macroscopic level through the computation of the two first moment of the
distribution of the formed crossbridges. All sarcomeres are assumed to be identical and the deformation at
the sarcomere and the muscle scale is proportional. If S is the sarcomere length, its deformation εc can be
written:
114
8
S - S0 Lc - Lc0
=
= εc
S0
Lc0
€
F0 and Lc0 denote their natural length.
According to Huxley, a cross-bridge between actin and myosin filaments can exist in two biochemical
states, either attached or detached state. It is accepted that one myosin head can attach only to one actin
site. Then the dynamics of the fraction n(y,t) of the attached cross-bridges is given by:
∂n S 0
∂n
+ ε˙c (t) = f (y,t)[1 − (n(y,t)] − g(y,t)n(y,t)
∂t h
∂y
€
(1)
where, h is the maximum elongation of the myosin spring, y is the normalized distance between the actin
filament and the myosin head, n(y,t) is a distribution function representing the fraction of attached crossbridges relative to the normalized position y, S0 ε˙c represents the velocity of the actin filament relative to
the myosin one. Finally, f and g are the rate functions of attachment and detachment respectively.
€
Stiffness and force generated by a muscle
sarcomere can be thus obtained by computing the first and
second moments of the distribution n(y,t). Considering that each muscle fiber is composed of perfectly
identical sarcomeres in series, the sarcomere dynamics can be extended to a whole muscle fiber. If N is
the number of all muscle fibers, using the recruitment ratio α, the number of recruited muscle fibers can
be written as αN.
The existence of an attachment-detachment cycle is dependent on calcium concentration [Ca2+] in the
sarcomere as well as on the relative velocity between actin and myosin. According to our previous work
[18] and to [21], we designed f and g functions that allow the computations of the dynamics of the
computed moments, and that take into account both the chemical input u(t) and the relative velocity.
Indeed, the relative movement increases the probability for a bridge to break. Finally, we get:
115
9
u(t) = Πc(t)Uc + (1 − Πc(t))Ur
€
€
⎧1
⎪⎪
τr − tr
Πc (t) = ⎨
⎪ τr
⎪⎩0
during contraction phase τc
during transition phase
else
( f + g)(y,t) = u(t) + ε˙c
(2)
the necessary property on f and g to compute directly the first and second moment dynamics.
€
Uc and Ur are the level of chemical kinetics under contraction and relaxation phases respectively, τc is the
duration of the contraction phase, τr is the duration of the relaxation phase and tr the relative position
pendant this phase.
If kc is the contractile element’s stiffness and Fc its produced force, the desired model of contractile
element can be expressed by the set of differential equations (see [18] for details):
k˙c = −(u + ε˙c )kc + αkmΠc (t)Uc
F˙ c = −(u + ε˙c )Fc + αFmΠc (t)Uc + kcLc 0ε˙c
(3)
€
€
where, km and Fm, represent the maximum stiffness and maximum force when all potential cross-bridges
are attached.
In the macroscopic scale, tendon parameters should be considered. They were adopted from Delp [22].
Since stimulation of the motor nerve, synchronously activates muscle fibers of the triceps surae group
(two gastrocnemii and soleus muscles), this muscle group was considered on his totality, without
distinguishing the muscle composing it. The two gastrocnemii covering the major posterior part, their
geometrical value was used. The moment arm was a fixed value taken from the literature [23].
116
10
Then, the dynamics of the contractile element coupled with the tendon in series in isometric conditions
should also meet the equation:
F˙ c = ksLs0ε˙s = −ksLc 0ε˙c
€
From (3) and (4) we can compute the differential equation of elongation εc:
ε˙c =
€
(4)
Fcu − αFmΠc(t)Uc
ksLc 0 + kcLc 0 − Sε˙cFc
(5)
Sε˙c is the sign of ε˙c . From the condition ksLc0+kcLc0-Fc > 0, Sε˙c can be obtained from the sign of these
terms Fcu-aFmΠc(t)Uc. Then we can compute k˙c and F˙ c with (3).
€
€
Identification method
€
€
€
The differential equations of the muscle dynamics are given in (3) and (5). The input controls of the
mechanical model are the recruitment rate α and the chemical input u. Under the present experimental
conditions, α is considered to be 1, since the neural stimulation permitting to evoke the muscle
mechanical response was delivered at supramaximal intensity, ensuring synchronous recruitment of all
muscle fibers. The chemical input u, according to (2) is defined by 2 parameters Uc and Ur. The switching
time from relaxation state to cotraction state can be obtained by the twitch stimulation timing. The
electromechanical delay can directly be measured as the time laps between stimulation and torque
production. kc, Fc and εc are time-varying states and only Fc is accessible from experimentation. Lc0, ks,
km, Fm, Uc and Ur are unknown parameters. In the present experiment we identified the time-varying
parameters under isometric conditions and were interested in their fatigue-induced changes. Lc0 and ks are
obtained from the literature [22]. Under isometric conditions km is not a sensitive parameter, while Uc
(linked to the Maximum Rate of Torque Development MRTD) is not significantly affected by fatigue. On
117
11
the contrary, Fm and Ur (linked to the Pt and the Half Relaxation Time HRT), known to undergo the most
prominent alterations under fatigue conditions [9], are the parameters to be identified by the muscle
model in the present fatigue protocol. Finally, τc and τr are adjusted evaluating directly the Contraction
Time (CT) with which they are directly linked.
The identification procedure of Fm and Ur was based on an efficient recursive filter. The Sigma-Point
Kalman Filter (SPKF) was used, known to give approximations that are accurate [24]. This non-linear
identification method consists of estimating the values of the parameters by predicting a value, estimating
the uncertainty of the predicted value and computing a weighted average of the predicted and the
measured value. After identification, Fm and Ur values were put in the muscle model in order to simulate
muscle mechanical response during the fatiguing ES protocol. The time window used both for
identification and simulation assessment is determined by the beginning of the twitch response up to
roughly the time when 50% of the Pt is obtained to be consistent with the comparison with classical HRT
measurements.
Data analysis
Torque during stimulation trains evoking 50% of Tmax was continuously recorded. Maximum torque was
calculated and averaged for the 5 trains of each series of myostimulation.
The three twitches eliciting the maximal mechanical response via neural stimulation where registered and
averaged for further analysis. The following contractile parameters were calculated: Pt, defined as the
maximal value of torque evoked on a twitch, CT, defined as the time elapsed from the beginning of the
contraction until Pt, MRTD, defined as the maximum derivative calculated on the ascending part of the
torque curve, HRT, defined as the time necessary for torque to decrease to 50% of maximum and
maximum rate of torque relaxation (MRTR), defined as the maximum derivative calculated on the
descending part of the torque curve.
All parameters were statistically analyzed using a Friedman ANOVA test for repeated measures. Values
after each stimulation series (post5, post10, post15, post20, post25) were compared to baseline values
118
12
(pre). In the case of a significant effect of time over the variables, a post-hoc test was performed. Data are
presented as means and standard deviations (±SD). Significance level was set at P < 0.05, and all
statistical analysis were made with Statistica 7.1 software (StatSoft, Tulsa, Oklahoma).
119
13
RESULTS
Torque and evolution of the contractile properties during the intermittent ES protocol
Torque evoked during the stimulation trains was considered in the present protocol as index of muscle
fatigue. It significantly decreased throughout the protocol (P < 0.001), proving that muscles were fatigued
compared to pre-protocol condition. From the initial value of 10.62 ± 2.76 Nm before the ES session,
torque decreased to 9.01± 2.47 Nm at post5, to 8.3 ± 2.32 Nm at post10, 7.79 ± 2.19 Nm at post15, to
7.03 ± 2.1 Nm at post20 and to 6.7 ± 1.96 at post25. This represented a 40% decrease compared to
baseline values (figure 3).
This fatigue development during the ES protocol was accompanied by Pt significant decrease throughout
the ES protocol (P < 0.001). Pt is classically used as index of peripheral fatigue development and is
closely associated with cross-bridge binding events. Its decrease was evident from post5 and became
significant at post10 (figure 4). At the end of the protocol (after 25 stimulation trains) Pt has decreased by
13%. Parameters of the mechanical response (CT, MRTD, HRT and MRTR) did not significantly change
throughout the intermittent ES protocol.
Identification and correlations with classical parameters
Identification of the muscle parameters was performed as explained in a previous section. Results of the
identification procedure are shown in figure 5. Fm values were highly correlated with Pt values during the
ES protocol. Evolution of this parameter is presented in figure 6; it shows the robustness of the algorithm
versus initial value misevaluation. In tandem with this correlation, Ur had a high negative correlation with
HRT. It shows that even if HRT evolves slightly, Ur is able to track these changes. Moreover, the
negative correlation was expected because HRT is a time (s) and Ur a rate (Hz). These correlations were
0.98 and -0.95 for Fm-Pt and for Ur-HRT respectively.
Estimation results
120
14
Identification quality was evaluated by means of the normalized root mean square error (NRMSE). The
RMSE is frequently used as a measure of the differences between values estimated by the model and the
values actually observed. We normalized this RMSE by the range of the observed values in order to
obtain the NRMSE. Error values for all subjects at the different stages of the protocol are presented in
Table 2. Figure 7 shows an example of model estimation for different fatigue states.
121
15
DISCUSSION
The present study aimed at tracking the phenomenon of neuromuscular fatigue under FES. For this,
experimental data collected on SCI subjects were used to identify the two free parameters of the
previously developed muscle model [18]. We hypothesized that these two parameters would be the most
sensible to the fatigue phenomenon and hence we chose to identify them based on the experimental data.
The triceps surae muscle was fatigued with an intermittent ES protocol and response to maximal neural
stimulation was collected and analyzed for various mechanical parameters. When the model’s free
parameters (Fm and Ur) were identified using the collected experimental data, it gave the possibility to
track the evolution of muscle’s mechanical response throughout the protocol.
Although it is commonly admitted that fatigue can develop at different sites along the force generation
pathway, experiments on SCI subjects gave evidence of altered contractile properties as the only fatigue
component responsible for the decreased force under ES (unpublished data). For this reason, we chose to
use the muscle mechanical response as basis for identification of the free model’s parameters. Even if a
simple twitch is not observed in in vivo muscle contraction, the evaluation of isometric twitches has been
widely used in muscle fatigue studies and proved useful for identification of cellular mechanisms of
muscle fatigue [25]. They are associated with molecular events of the cross-bridge cycle and particularly
with the ATP hydrolysis and Ca2+ dynamics [9]. Accumulation of hydrogen ions (H+) and inorganic
phosphate (Pi) has a direct effect on the force output of each cross-bridge bound [26] and can hence
explain the decrease in Pt observed in the present study. Although prolongation of HRT is one of the
prominent changes occurring under fatigue conditions, we did not observe significant modifications of
this parameter. HRT is associated with impairment in the Ca2+ reuptake by the sarcoplasmic reticulum’s
pumps, which, taking under consideration the present results must have been preserved. There were
however, small variations in this parameter that due to inter-subject variability did not reach statistical
significance.
These two parameters, expressing as mentioned above the cellular mechanisms of muscle fatigue, were
used to identify the model’s free parameters (Fm and Ur). Fm represents the maximal force evoked by the
122
16
muscle in tetanic contraction and Pt is considered as the maximal force on a simple neural twitch,
assuming that all muscle fibers are recruited simultaneously. Ur expresses the chemical kinetics during the
relaxation phase of muscle contraction and HRT is the time needed for torque to reach 50% of its peak
value on a simple twitch. The strong correlations between Fm and Pt and Ur and HRT (0.98 and -0.95
respectively) further reinforce the relationship between the model’s parameters and experimental data. To
our knowledge this is the first time a muscle model was identified using torque obtained from
experimental data having a physiological meaning and being strongly implicated in the development of
muscle fatigue. Previous work has used metabolic or electromyographic data [15] and curve-fitted fairly
well the isometric forces evoked during a fatigue test, but did not include as inputs of the model the
stimulation signal, leaving no possibility for predicting the force response to various activation patterns.
Moreover, the model consisted of various parameters either identified by the literature or measured
directly on the subjects or obtained by fitting the fatigue equations to metabolic data. We only had 2 free
parameters, simplifying in that way the computation procedure (∼ 20 s). Having in mind that a good
modeling approach is a compromise between the model’s complexity and its physiological veracity [27],
high complexity levels should be avoided.
Model estimation results of the force evoked by neural stimulation under fatigue conditions were rather
satisfactory (NRMSE varied from 0.024 to 0.052). We can thus accept that the model is able to track the
fatigue developed by an intermittent ES protocol. The linear reduction of Fm after each stimulation bout
permits us to say that, for the specific intermittent stimulation protocol, the model is even capable to
predict the evolution of muscle’s mechanical response. Pt and Fm were strongly correlated, however,
although Pt only expresses one point in the torque curve (the peak), Fm expresses the whole muscle
behavior, from a simple twitch to the fused tetanus. Besides, during the identification procedure, the
whole twitch response (until 50%torque decline) is used to estimate Fm instead of one extremum
estimation of Pt. The estimation is thus more robust to noise and it will be a critical issue considering
embedded sensors to achieve real time fatigue tracking. Taking under consideration that the safety and
robustness of future FES systems will rely, among others, upon their ability to monitor the fatigue state of
123
17
the stimulated muscles [28], we can understand the importance of having a tool permitting clinicians to
test the active state of the muscle and accordingly modify stimulation parameters. Instead of developing a
predictive model of fatigue and recovery, we consider more pertinent for the practical use of FES the
development of automatic identification method to extract the current muscle state instantaneously, and
this due to the SPKF method. Indeed, except for the first guess, the following of muscle state could be
achieved online. Under these conditions, we can use any combination of stimulation duration and rest
time and any modulation of pulse width and intensity of stimulation.
In the present study we studied the behavior of fatigued muscle under isometric conditions and assumed
that muscle length was constant. Under this simplification, position and velocity dependant parameters,
such as the force-length and force-velocity relationships were not accounted for, since their influence to
force generation under isometric conditions is negligible [1]. Moreover, the capacity of tracking muscle
fatigue under isometric conditions is important for the development of stimulation strategies aiming at
reinforcing patients’ muscles but not for designing control strategies, where limb movements are
essential. For this to happen, the extension of the present work to include dynamic muscle contraction and
multi-segmental dynamics is imposed. Nevertheless, the combination of instantaneous identification and
muscle model prediction may allow the optimization of stimulation patterns, considering the current
muscle state. Moreover, present results are an intermediate but important step to more complex control
strategies of the human musculo-skeletal system, since the accuracy of the model to track fatigue of a
single muscle group under isometric contraction, gives the possibility for qualitative conclusions to be
made about the movement to be generated.
124
18
ACKNOWLEDGMENT
The authors would like to thank Patrick Benoît, Qin Zhang, Mourad Benoussaad and Christine Azevedo
for their help during the experimental sessions.
125
19
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128
22
TABLES
Table 1: Subject’s characteristics
Subjec
t
Ag
e
Years after
injury
Lesion
level
S1
S2
S3
S4
S5
32
45
48
53
60
0.6
1.5
1.5
4
37
C5
C5
T6
T6
T10
ASIA
classificatio
n
A
B
A
A
A
Table 2: NRMSE values between the model estimation and experimental data for the 5 subjects in
different fatigue states.
Subject
S1
S2
S3
S4
S5
pre
0,045
0,030
0,026
0,033
0,052
post5
0,038
0,029
0,028
0,035
0,025
NRMSE
post10 post15
0,033 0,034
0,031 0,029
0,022 0,025
0,032 0,030
0,034 0,036
post20
0,038
0,028
0,024
0,028
0,031
post25
0,035
0,028
0,025
0,028
0,032
129
23
FIGURE LEGENDS
Figure 1: Experimental set-up. Torque of the right plantar flexors, evoked by myostimulation (fatigue
protocol) or by neural stimulation (twitches) was measured synchronously with EMG activity of the right
soleus muscle.
Figure 2: Typical muscle-tendon model presentation. Fc, Lc and Fs, Ls, the force and length of the
contractile element and the tendon respectively. L is the length of these two parts.
Figure 3: Evolution of torque evoked by stimulation trains during the fatiguing protocol. Pre values
present the torque of the first trains of the first series, while post5, post10, post15, post20 and post25
present mean values of the 5 trains of each series. *** P < 0.001, significantly different from pre values.
Figure 4: Evolution of the amplitude of the mechanical response (Pt) during the experimental protocol.
*** P < 0.001, significant different from pre values.
Figure 5: Identification results of the parameter Fm for one subject with 5 different initial values (upper
panel) and error covariance for this parameter on a representative subject (lower panel).
Figure 6: Fm evolution at different fatigue stages. Fm was identified with experimental data of muscle
mechanical response.
Figure 7: Estimation results on a representative subject. The second half of the descending part of the
torque curve was not used for identification. Red line represents estimation values while the blue line
shows measured values.
130
24
Figure 1
131
25
Figure 2
132
26
Figure 3
133
27
Figure 4
134
28
Figure 5
135
29
Figure 6
136
30
Figure 7
137
IV. Synthèse et perspectives
138
Synthèse et perspectives
L’objectif de ce travail de thèse était d’étudier les mécanismes de la fatigue
neuromusculaire électriquement induite, leur cinétique d’apparition et les facteurs de sa
variation selon la nature du muscle étudié pour identifier les paramètres les plus pertinents de
la fatigue à prendre en compte dans le modèle de muscle physiologique de l’équipe DEMAR,
afin de préserver sa validité en condition de fatigue. Ce modèle a été développé pour faciliter
et automatiser l’usage clinique de l’ES chez des sujets blessés médullaires.
La compréhension approfondie du phénomène de la fatigue neuromusculaire
électriquement induite est une étape indispensable de tout effort de modélisation de celle-ci.
Ainsi, lors de nos deux premières études (Etude I et II) nous avons examiné l’apparition de la
fatigue au cours d’un protocole d’ES à basse fréquence chez le sujet valide. Le
développement d’une fatigue d’origine supraspinale avait déjà été rapporté dans la littérature
(Boerio et al, 2005), mais après un protocole d’ES délivré à haute fréquence, destiné au
renforcement musculaire des sportifs. Dans le contexte clinique, des basses fréquences de
stimulation sont utilisées afin d’éviter le développement rapide de la fatigue (Binder-Macleod
& Snyder-Mackler, 1993). Dans nos études la fréquence de 30 Hz a été choisie, puisqu’elle
est souvent utilisée dans les programmes de rééducation des sujets présentant des déficiences
motrices (Scott et al, 2005). De plus, considérant la fatigue comme un phénomène
dynamique, nous nous sommes aussi intéressés à la cinétique d’apparition des ses
composantes, afin d’étudier de potentiels paramètres transitoires. Les résultats de notre
première étude ont mis en évidence l’apparition d’une fatigue supraspinale au cours du
protocole d’ES appliqué sur le muscle triceps surae. L’excitabilité spinale et l’excitabilité
musculaire étaient préservées tout le long du protocole, tandis que les propriétés contractiles
du muscle étaient potentiées. Ces résultats confirment et élargissent ceux rapportés par Boerio
et al (2005) après un protocole à haute fréquence. En effet, le développement de la fatigue
supraspinale a été observé même au cours d’un protocole d’ES à plus basse fréquence et son
caractère précoce a été mis en évidence, puisqu’elle était évidente dès la première série des
trains de stimulation. Ces résultats renforcent les arguments, maintenant nombreux dans la
littérature, sur la sollicitation du SNC lors de l’application de l’ES.
Le même protocole d’ES appliqué sur un muscle de nature différente que le triceps
surae, a entraîné des adaptations différentes. En effet, pour se rapprocher du muscle du sujet
139
blessé médullaire, nous nous sommes intéressés à la nature de la fatigue neuromusculaire d’un
muscle connu pour présenter une grande fatigabilité, l’abductor pollicis brevis (Barandum et
al, 2009). Les résultats montrent que la fatigue développée au cours du même protocole d’ES
avait des origines purement périphériques, sans altération au niveau central. Une défaillance
du couplage E-C a été mise en évidence, due à l’altération de l’excitabilité musculaire. La
commande centrale arrivant au muscle était préservée tant au niveau spinal qu’au niveau
supraspinal. Les résultats de cette étude en comparaison avec ceux de la première étude
montrent que la nature de la fatigue, à la fois quantitativement et qualitativement, dépend du
groupe musculaire étudié. Le muscle abductor pollicis brevis a présenté une plus grande
fatigabilité en comparaison avec le triceps surae (20% de diminution de CMV à la fin du
protocole vs. 11% pour le triceps surae). De plus, cette fatigue plus importante était attribuée
uniquement à des facteurs périphériques. Ainsi, l’apparition d’une composante centrale de la
fatigue induite par un protocole d’ES à basse fréquence n’était pas validée lors de
l’application sur un muscle présentant une petite résistance à la fatigue. Basés sur des travaux
de Martin et al (2006) mettant en évidence le rôle différencié des afférences musculaires qui
permettent le retour d’informations du muscle actif, selon le groupe musculaire étudié
(fléchisseurs ou extenseurs du coude), nous avons émis l’hypothèse que des différences des
projections centrales (spinales et / ou supraspinales) de ces afférences peuvent être à l’origine
de l’apparition de la fatigue centrale au triceps surae, contrairement à l’ abductor pollicis
brevis.
Les résultats de ces deux études sur le sujet valide apportent des connaissances
additionnelles sur la fatigue induite par ES. Ils permettent de conclure sur le caractère non
purement périphérique de cette technique mais aussi sur le fait que le développement de la
fatigue neuromusculaire ne dépend pas seulement de la tâche à accomplir mais aussi de la
nature du muscle étudié, tant sur le plan quantitatif que sur le plan qualitatif.
L’étude III avait pour objectif d’examiner la cinétique d’apparition des composantes
de la fatigue (spinale et périphérique) chez des sujets blessés médullaires complets. Le modèle
du muscle DEMAR étant développé en particulier pour utilisation chez cette population, nous
avons voulu identifier chez un muscle paralysé les paramètres physiologiques influencés par
le développement de la fatigue neuromusculaire. Les études sur la fatigue du blessé
médullaire se sont intéressées seulement à son expression périphérique (excitabilité
musculaire et contractilité) (Shields, 1995; Klein et al, 2006), tandis que l’excitabilité spinale
a seulement été étudiée dans le cadre du diagnostic médical. Les résultats de cette étude ont
140
mis en évidence une fatigue contractile, sans altération de l’excitabilité spinale ni musculaire.
Les muscles des sujets blessés médullaires ayant une typologie particulière, avec une
prédominance de fibres de type II associée à une fatigabilité importante (Gerrits et al, 1999),
ont développé une fatigue contractile pendant le protocole d’ES. L’évolution des propriétés
contractiles au cours de ce protocole d’ES a été utilisée par la suite lors de notre dernière
étude comme indice de la fatigue neuromusculaire.
L’objectif de l’étude IV était de « traquer » le phénomène de la fatigue avec le modèle
du muscle développé au sein de l’équipe DEMAR. Nous avons utilisé les données
expérimentales recueillies lors de la troisième étude (sujets qui ont effectué la totalité du
protocole) pour identifier les paramètres du modèle afin de suivre l’évolution de la réponse
mécanique du muscle. Les paramètres Fm et Ur du modèle (représentant la force maximale
que le muscle peut évoquer et la dynamique de calcium pendant la phase de relaxation
respectivement) ont été identifiés sur les données de la secousse mécanique obtenue lors du
protocole d’ES. Ces paramètres ont évolué de façon identique avec les paramètres de la
secousse musculaire expérimentalement obtenus et ont permis ainsi de suivre le phénomène
de fatigue, voire de prédire la force évoquée par le muscle dans ces conditions expérimentales
précises. Cela conforte le caractère physiologique de ce modèle de muscle dont chaque
paramètre est cohérent avec des événements survenant lors de la contraction musculaire. Les
résultats de cette étude nous ont permis de trouver un outil qui donne la possibilité de
connaître l’état du muscle à chaque instant et en réponse à des différentes séquences de
stimulation. Même si la validation croisée du modèle (utilisation d’un protocole de
stimulation différent de celui qui a permis l’identification de ses paramètres) n’a pas été
effectuée au cours de cette étude, l’intérêt d’avoir un modèle de muscle physiologique réside
dans sa capacité à être cohérent avec de diverses séquences de stimulation comme entrée du
modèle.
Les travaux menés au cours de cette thèse ont apporté des connaissances
fondamentales sur la fatigue induite par ES chez le sujet valide et chez le sujet blessé
médullaire mais aussi ont permis le franchissement des étapes intermédiaires mais
indispensables pour la prise en compte du phénomène de la fatigue dans les modèles de
muscle et améliorer ainsi l’usage clinique de l’ES. Ces travaux ont permis d’améliorer la
compréhension de la technique de l’ES et des adaptations aiguës qu’elle induit lorsqu’elle est
appliquée chez des sujets valides et blessés médullaires. Jusqu’à présent, l’ES est inégalement
141
acceptée par les cliniciens, en raison d’une mauvaise connaissance des adaptations qu’elle
induit et des mécanismes par lesquels elle agit sur le système neuromusculaire. L’empirisme
quant au choix des séquences de stimulation utilisées à des fins trophiques ou fonctionnelles
n’a pas permis l’utilisation universelle de cette technique dans la rééducation des patients
présentant des déficiences motrices. Néanmoins, les bénéfices à long terme (Shields &
Dudley-Javorofski, 2006) ne peuvent pas être ignorés. Son utilisation dans le but de préserver
le muscle des blessés médullaires des adaptations délétères associées à l’immobilisation est
indispensable pour l’amélioration de la qualité de la vie quotidienne de cette population. En
effet, la diminution des risques de fracture, l’amélioration du retour veineux ou encore
l’amélioration des transferts sont des bénéfices de l’utilisation de l’ES qui doivent être
considérés pour la plus large utilisation de cette technique dans le contexte clinique. Une
meilleure compréhension de cette technique et une amélioration de son application clinique
sont des facteurs qui permettront son développement comme une réelle technique palliative.
Les travaux de cette thèse, tout en amenant des connaissances nouvelles sur l’ES, peuvent
participer à la plus large acceptation de cette technique dans le domaine clinique.
Basés sur les résultats de nos études, nous pouvons réfléchir à de nombreuses pistes de
recherche à la fois fondamentales et appliquées. Concernant les perspectives fondamentales,
les interactions entre le système nerveux central et le muscle électro-stimulé à la périphérie
restent à approfondir. Le développement de la fatigue supraspinale observé lors de notre
première étude montre bien que lors de l’ES la commande centrale a été sous-optimale, sans
pour autant pouvoir exactement localiser le point de défaillance. Certains auteurs ont souligné
l’importance du cortex préfrontal dans la motricité en mettant en évidence qu’une diminution
de l’oxygénation de cette aire était associée à une diminution de la capacité à générer une
force (Rasmussen et al, 2007). Les techniques utilisées lors de nos expériences couplées avec
d’autres techniques non invasives, comme la spectroscopie dans le proche infrarouge,
pourraient donner des explications plus précises sur l’aire corticale impliquée dans le
développement de la fatigue supraspinale.
La différence de la nature de la fatigue observée après application du même protocole
d’ES sur des muscles présentant ou pas une grande résistance à la fatigue peut être la base de
futures expérimentations. Même si les deux groupes musculaires étudiés sont de nature
différente, leur myo-typologie n’est pas radicalement différente. Considérant que la plupart
des muscles du corps humain sont mixtes (Johnson et al. 1973), le rôle de la typologie
musculaire dans la nature de fatigue obtenue par ES pourrait être étudié en utilisant des
142
personnes spécialistes d’endurance (prédominance de fibres de type I) ou d’effort explosif
(prédominance de fibres de type II). Des études sur la fatigue neuromusculaire ont en effet
mis en évidence l’apparition d’une fatigue périphérique et centrale pour des sujets entrainés
en explosivité, tandis que les sujets endurants ont présenté une fatigue d’origine seulement
centrale (Morana & Perrey, 2009). Ces résultats obtenus lors des contractions volontaires
sous-maximales restent à être vérifiés lors d’un protocole de fatigue induite par ES.
Concernant les perspectives de recherche d’un point de vue plus appliqué, les
recherches dans le domaine de la fatigue neuromusculaire chez le sujet blessé médullaire, qui
pourraient amener des informations supplémentaires sur ce phénomène complexe et
finalement aider à sa modélisation, sont nombreuses. Dans un premier temps, la validation
croisée de la capacité du modèle à « traquer » la fatigue doit s’effectuer sur un protocole de
fatigue différent de celui utilisé dans notre étude. Considérant que les paramètres de
stimulation (fréquence, largeur d’impulsion, cycle de travail) jouent un rôle important sur le
développement de la fatigue (Binder-Macleod & Snyder-Mackler, 1993), nous pouvons les
modifier afin d’augmenter ou de diminuer la quantité de fatigue induite et tester ainsi la
capacité du modèle à suivre l’évolution de la fatigue.
Par la suite, d’autres éléments que les facteurs étudiés dans les présentes études,
méritent d’être examinés. Considérant que la fatigue chez les blessés médullaires induite par
un protocole intermittent d’ES se limitait à l’altération des propriétés contractiles (Etude III),
des informations supplémentaires sur l’état du muscle lui-même peuvent être étudiées. Il
s’agirait des éléments sur le métabolisme musculaire obtenus par des techniques non
invasives (spectroscopie par résonance magnétique nucléaire), dont l’étude pourrait apporter
des éléments complémentaires à prendre en compte dans le modèle du muscle. En effet, il a
été montré que l’accumulation des métabolites pendant la contraction musculaire, comme le
Pi, pouvait influencer la force développée par le muscle. Toutefois, les données les plus
récentes montrent qu’à des températures physiologiques son action directe sur les ponts
actine-myosine pendant l’installation de la fatigue est faible, tandis que son rôle inhibiteur sur
la sensibilité des myofilaments au Ca2+ apparaît plus significatif (Allen et al, 2008). Ce
phénomène explique donc le développement d’une fatigue périphérique par l’altération des
propriétés contractiles du muscle. Des études couplant les méthodes d’exploration
neurophysiologique et du métabolisme musculaire amélioreront la compréhension du rôle de
l’accumulation des métabolites sur la force générée par le muscle en situation de fatigue et
permettront de définir la pertinence de ces paramètres dans le modèle du muscle. Toutefois,
pour arriver à la modélisation complète de la fatigue, des données sur la cinétique de
143
récupération des différents paramètres de la fatigue sont indispensables. A notre connaissance
aucun des modèles de muscle présents dans la littérature ne prend pas en compte la
récupération des paramètres de la fatigue d’où l’incapacité de faire une modélisation correcte
de ce phénomène.
En espérant que les recherches dans ce domaine continueront de façon dynamique et auront
comme centre d’intérêt les besoins des patients.
144
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Fatigue neuromusculaire induite par stimulation électrique chez le sujet valide et blessé
médullaire : de l’identification des processus survenant lors de la fatigue à la modélisation des
réponses mécaniques.
Résumé : L’objectif de ce travail de thèse était d’étudier les mécanismes de la fatigue
neuromusculaire électriquement induite, leur cinétique d’apparition et leur facteurs de variation selon
la nature du muscle étudié, pour identifier les paramètres les plus pertinents de la fatigue devant être
pris en compte dans le modèle de muscle physiologique de l’équipe DEMAR. L’enjeu sous jacent était
d’améliorer sa validité en condition de fatigue. Basés sur l’assomption que l’ES, en dépit de son
application à la périphérie, sollicite toute la chaine de la génération de la force, nous avons mis en
évidence l’implication des structures supraspinales au développement de la fatigue neuromusculaire,
quand cette technique était appliquée chez le sujet valide. Nous avons de plus montré que cette
sollicitation du système nerveux central intervenait au début d’un protocole d’ES et qu’elle dépendait
du groupe musculaire étudié. En effet, la fatigue centrale était évidente après stimulation à basse
fréquence d’un groupe musculaire présentant une grande résistance à la fatigue, tandis que la fatigue
induite sur un muscle présentant une grande fatigabilité pouvait être attribuée seulement à des facteurs
périphériques (excitabilité musculaire, propriétés contractiles). L’apparition d’une fatigue importante
chez le sujet blessé médullaire complet était principalement due à l’altération des propriétés
contractiles du muscle, sans modifications au niveau spinal, toujours présent et fonctionnel même suite
à une lésion complète de la moelle épinière. Par conséquent, l’évolution de la réponse mécanique du
muscle en condition de fatigue électriquement induite était utilisée pour identifier les paramètres du
modèle du muscle, nous permettant ainsi de suivre l’évolution du comportement du muscle en
situation de fatigue et en réponse à de différents paramètres de stimulation.
Mots clés : fatigue centrale, fatigue périphérique, excitabilité spinale, afférences musculaires paraplégie,
estimation du modèle.
Neuromuscular fatigue induced by electrical stimulation in able-bodied and spinal-cord-injured
subjects: from fatigue components identification to mechanical response modeling.
Abstract: The aim of this thesis project was to study the time-course of electrically induced fatigue
components in order to find the most pertinent fatigue parameters to implement DEMAR
physiological muscle model, designed to simulate and command human paralysed skeletal muscle.
The underlying need is the improvement of its prediction capability under fatigue conditions. Based on
the assumption that ES is a technique that, although applied in the periphery, solicits the whole force
generation pathway (from brain to muscle), we demonstrated that when applied to healthy subjects,
supraspinal structures are implicated in the development of neuromuscular fatigue. We further showed
that this central nervous system solicitation appears at the early phase of an ES protocol and that its
development depends on the muscle group studied. Indeed, central fatigue was evident after lowfrequency stimulation of a muscle group presenting high fatigue resistance, while fatigue induced to a
low-fatigue resistant muscle group could only be attributed to changes occurring in the periphery
(muscle excitability, contractile properties). When electrically induced fatigue was studied in complete
spinal cord injured subjects, the important fatigue development was essentially due to alterations of
muscle contractile properties, without any impairments occurring at the spinal level, still present and
functional even under complete spinal cord lesion. Therefore, the evolution of muscle mechanical
response under electrically induced fatigue was used to identify the model parameters, giving us the
possibility to track the muscle behaviour under fatigue conditions and in response to different
stimulation parameters.
Key words: central fatigue, peripheral fatigue, spinal excitability, muscle afferents, paraplegia, model
estimation.