Fatigue neuromusculaire induite par stimulation électrique ... · stimulation prédéfinis de...

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 PR, Université Aix-Marseille II Examinateur Charles FATTAL Médecin, CMN Propara Invité David GUIRAUD DR INRIA, LIRMM, Equipe DEMAR co-Directeur Nicolas MAFFIULETTI MCU, Université de Bourgogne Examinateur Alain MARTIN PR, Université de Bourgogne Rapporteur Franck MULTON PR, Université Rennes II Rapporteur Alain VARRAY PR, Université Montpellier I Directeur Samuel VERGES CR INSERM (HDR), Grenoble Examinateur

1

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.

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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.

3

Ce travail a fait l’objet des publications suivantes

Papaiordanidou M, Guiraud D, Varray A. Kinetics of neuromuscular changes during low-

frequency 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/s00421-010-

1565-9.

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 spinal-

cord 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 low-

frequency 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 low-

frequency 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.

4

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.

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SOMMAIRE

I. INTRODUCTION GENERALE 7

II. CADRE THEORIQUE 10

1. L’ELECTROSTIMULATION (ES) : BREF HISTORIQUE 11 2. BASES PHYSIOLOGIQUES DE L’ES NEUROMUSCULAIRE 14 2.1. UNE TECHNIQUE APPLIQUEE A LA PERIPHERIE MAIS SOLLICITANT TOUT LE SYSTEME

NEUROMUSCULAIRE 14 2.2. RECRUTEMENT DES UNITES MOTRICES 15 2.3. SOLLICITATION METABOLIQUE 17 3. LA FATIGUE NEUROMUSCULAIRE 20 3.1. INTRODUCTION 20 3.2. CHAINE DE COMMANDE ET SITES POTENTIELS DE LA FATIGUE 21 3.3. EXPLORATION DE LA FATIGUE ET MECANISMES IMPLIQUES DANS LE DEVELOPPEMENT DE

LA FATIGUE 23 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 4. LES APPLICATIONS DE L’ES DANS LE CADRE DU TRAUMATISME MEDULLAIRE 39 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 63 1.1. PRESENTATION 63 1.2. ETUDE I 65 1.3. ETUDE II 75 2. ETUDE III 85 2.1. PRESENTATION 85

6

2.2. ETUDE III 86 3. ETUDE IV 106 3.1. PRESENTATION 106 3.2. ETUDE IV 107

IV. SYNTHESE ET PERSPECTIVES 138

V. BIBLIOGRAPHIE 145

7

I. Introduction générale

8

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.

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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.

10

II. Cadre théorique

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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

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 (1745-

1827) 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

construit la première pile électrique (pile voltaïque) en

remplaçant la cuisse de grenouille par du carton humide,

� � p: � � C P� � ceo: � u� � � � � �� o� � � : � � � � 4pu� � � rpx� ii� �� d� � D�

� � p: � � W� P� � ceo: � u� � � � � � p � �� ié� u � Ep: � i� E� e � xx� E� � � � i� �� : � urp ii� D�

12

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.

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

Figure 3 : Planche de Mécanisme de la physionomie humaine de Duchenne de Boulogne montrant différentes expressions faciales déclenchées par des stimulations électriques.

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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.

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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).

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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

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(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).

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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 non-

sélectif 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 non-

sélectif, 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

18

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.

19

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 sur-

sollicitation 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.

20

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

21

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 :

22

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.

23

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

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).

24

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).

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

Figure 10 : Technique de la secousse surimposée (twitch interpolation) lors d'une CMV et la secousse contrôle évoquée au repos.

25

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

26

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).

27

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.

28

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

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.

29

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 l’activation des

interneurones responsables de l’inhibition

présynaptique, sont encore mal définis. Ils

semblent toutefois de nature à la fois centrale et

périphérique, 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).

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)

30

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

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.

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

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).

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).

31

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.

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.

Figure 15 : Inhibition récurrente du muscle agoniste et connections des cellules de Renshaw entre muscles synergistes (d’après Katz & Pierrot-Deseilligny, 1998).

32

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).

33

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).

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

Figure 16 : Réponse électrophysiologique M maximale (Mmax, à gauche) et réponse mécanique associée (twitch, à droite), suite à une stimulation électrique du nerf moteur.

34

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,

35

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 E-

C (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

36

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

37

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

38

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.

39

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.

40

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) différentes

parties du corps 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

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

Figure 17 : Carte de la colonne vertébrale illustrant les parties du corps contrôlées par les nerfs issus de chaque niveau de la moelle épinière.

41

(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

42

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).

43

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

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

de la proportion des fibres exprimant les isoformes

lentes de MHC et une prédominence de fibres co-exprimant les isoformes lentes et rapides

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).

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).

44

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 sous-

lésionnel 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.

45

Au-delà des effets bénéfiques sur la préservation de la qualité de la musculature sous-

lésionnelle, 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

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

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.

46

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

47

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 musculo-

squelettique, 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.

48

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

49

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

50

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.

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

� � p: � � WC� P� � r � bi� � � p� g pE� i� � E1p� i� xx 1p� � � rg g � u� o� f � i� � � FEErp� � � x� � i3� WAA( qD�

51

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.

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 actine-

myosine. 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).

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.

52

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 − Lc0Lc0

,

€

εs =Ls − Ls0Ls0

,

€

ε =L − L0L0

(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)

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.

53

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 =L0Lc0

ε −Fc

ksLc0 ⇒

€

˙ ε c =L0

Lc0˙ ε −

˙ F cksLc0

(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.

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 :

Figure 24 : Modèle de liaison actine-myosine défini par Huxley (1957).

54

€

εc =Lc − Lc0Lc0

=S − S0S0

(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∂t

+S0

h˙ ε c ∂n∂y

= f (y, t)[1− n(y, t)] − g(y, t)n(y,t) (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,

€

S0 ˙ ε 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 :

55

€

Πc(t) =

1τr − trτr

0

⎧

⎨ ⎪ ⎪

⎩ ⎪ ⎪

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 :

pendant la contraction τc, pendant la phase de transition (tr étant la position relative pendant cette phase) sinon

56

€

˙ k c = −(u + ˙ ε c )kc + akmΠc(t)Uc

€

˙ F c = −(u + ˙ ε c )Fc + aFmΠc(t)Uc + kcLc0 ˙ ε 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.

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

Figure 25 : Validation du modèle DEMAR par simulation sur un train de 3 impulsions.

57

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).

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.

Figure 26 : Validation du modèle par simulation sur un train de 6 impulsions (muscle fatigué).

58

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 musculo-

squelettique 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

59

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

ε c 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.

60

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

61

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.

62

III. Contribution personnelle

63

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.

64

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.

65

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

ABSTRACT: The purpose of the study was to examine the time course ofneuromuscular fatigue components during a low-frequency electrostimula-tion (ES) session. Three bouts of 17 trains of stimulation at 30 HZ (4 s on, 6 soff) 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 duringmaximal voluntary contraction decreased significantly from the very firststimulation 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 decreasedduring the ES session (�2.9 � 1.07% and �17.5 � 6.14%, P < 0.01 andP < 0.001, respectively, at the end of the protocol), while MF showed nochanges. The Hmax/Mmax ratio and Mmax were not significantly modifiedduring the session. All twitch parameters were significantly potentiated afterthe first bout and throughout the session (P < 0.001). The maximal torquedecrease was evident from the early phase of a low-frequency ES protocol,with no concomitant inhibition of motoneuron excitability or depression ofmuscle contractile properties. These results are consistent with an earlyfailure of the central drive to the muscle.

Muscle Nerve 41: 54–62, 2010

KINETICS OF NEUROMUSCULAR CHANGES DURINGLOW-FREQUENCY ELECTRICAL STIMULATION

MARIAPAPAIORDANIDOU,MSc,1DAVID 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 hasfocused on the benefits of electrical stimulation(ES) for muscle strengthening and functionalrehabilitation programs.1 The contraction evokedby ES differs from voluntary contraction in the pat-tern of motor unit recruitment. ES alters therecruitment order to either a preferential recruit-

ment of fast motor units2 or a nonselective recruit-ment,3 although consensus on this point is lack-ing.4 Whatever the recruitment order, thistechnique imposes a spatially fixed and temporallysynchronous pattern of activation that leads to ahigher metabolic load.5,6 These phenomena giverise to earlier and more severe fatigue than volun-tary contractions.

An important concern in the research on elec-trical stimulation is how to avoid this rapid fatigueonset. Some results showed that lower stimulationfrequencies led to less fatigue development.7 Con-sequently, instead of using high stimulation fre-quencies (up to 120 HZ) to maximize the forcegains, as done in athletic training sessions,8 reha-bilitation programs use lower frequencies (<50HZ)9 to delay fatigue. Not only do high and lowfrequencies influence the time course of fatiguedifferently, but they also induce different physio-logical events implicated in neuromuscular fatigue.In in vitro or in situ preparations, high-frequency

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 ofactivation; MF, median frequency; Mmax, maximal M-wave; MRFD,maximum rate of force development; MRFR, maximum rate of forcerelaxation; MVC, maximal voluntary contraction; Pi, inorganic phosphate;Pt, peak twitch; RMS, root mean square; SEM, standard error of themean

Correspondence to: M. Papaiordanidou; e-mail: [email protected]

VC 2009 Wiley Periodicals, Inc.Published online 30 October 2009 in Wiley InterScience (www.interscience.wiley.com). DOI 10.1002/mus.21427

Key words: triceps surae; H-reflex; potentiation; muscle afferents; centralcommand; motoneuron excitability

54 Neuromuscular Fatigue During ES MUSCLE & NERVE January 2010

66

stimulation provoked force decline due to failureof muscle excitability,10,11 while the decline inforce after low-frequency stimulation was attributedto metabolic changes influencing the contractileapparatus.11 This means that the physiologicalevents that occur during high-frequency stimula-tion cannot be extended to protocols that use low-frequency stimulation. In addition, these resultscannot be directly extrapolated to human fatiguestudies, since central command regulation was nottaken into consideration. Neuromuscular fatigue iswell known to be complex and multifactorial,involving several mechanisms and processes alongthe pathway from brain to muscle.12–14 Theseinclude insufficient neural drive to the muscle dueto changes in the motor cortex command, the de-scending pathway or motoneuron excitability,15

and/or alterations at a peripheral level, involvingsarcolemmal excitability and muscle contractileproperties.16

A better understanding of human fatigue com-ponents under ES is thus called for, and an inte-grated approach, i.e., from motor command tomuscle response, allows study of all the implicatedstructures. Unfortunately, such investigationsremain rare, because it is generally assumed thatelectrically evoked contractions do not involve thecentral nervous system. However, several lines ofevidence suggest that central mechanisms areimplicated during ES. Activation of specific brainareas (primary motor cortex, cerebellum, thala-mus) when ES is applied over the limbs17 increasein the voluntary activation level and muscle elec-tromyographic (EMG) activity after a 4-week EStraining program8 and contralateral force gains inthe nontrained muscle after ES.18,19 Additionalsupport for neural mechanism involvement duringES is provided by research that shows that thechange in stimulation parameters (greater pulsewidth and higher frequency) induces increasedafferent feedback, leading to enhanced spinalmotor neuron excitability.20 Furthermore, a recentstudy on electrically induced fatigue21 observed acentral fatigue component after an ES protocol,providing evidence that ES is not purely periph-eral. However, these results cannot be extrapolatedto fatigue induced by low-frequency stimulation, asused in rehabilitation programs, because, as seenpreviously, the physiological events clearly differwith the stimulation frequency.

The fatigue induced by low-frequency stimula-tion therefore needs to be characterized andshould be coupled with information on the timecourse of the neuromuscular changes. Having only

pre- and postsession information on fatigue devel-opment precludes the identification of acute andpotentially transitory physiological phenomenaassociated with ES-induced fatigue. Moreover, in-formation on the time course of muscle fatigabilityduring low-frequency ES might help clinicians todevelop rehabilitation methods for optimal stressof the neuromuscular system in patients with neu-rological disorders.

The aim of this study was to identify the differ-ent fatigue components raised by 30-HZ electricalstimulation, a frequency more suitable to func-tional rehabilitation programs. We particularlyfocused on the time course of the neuromuscularchanges associated with this stimulation pattern.

MATERIALS AND METHODS

Subjects. Twenty healthy males (mean age 25.47� 3.47 years) volunteered to participate in thisstudy. After being informed of the study purposeand the risks associated with participation, theygave written consent. None of the subjects sufferedfrom ankle injuries or had recently undergone anoperation of the lower limb. All were asked tomaintain normal daily activity during the study pe-riod. The study was conducted in accordance withthe principles of the Declaration of Helsinki.

Experimental Design. Subjects visited the laboratoryon two occasions separated by 3 days. During aninitial session they were introduced to and familiar-ized with the experimental procedure and the ap-paratus. They became accustomed to tibial nerveelectrical stimulation, as well as to performingmaximal voluntary contraction (MVC) of the plan-tar flexor muscles. Maximal tolerated intensity forthe ES protocol was determined during this famili-arization session.

The experimental session began with a stand-ard warm-up consisting of 5 min of walking at5 km.h�1 on a treadmill (S2500, HEF Techmachine,Andrezieux-Boutheon, France), and continuedwith neuromuscular tests taking place after every17 stimulation trains (Fig. 1).

Neuromuscular Tests. Neuromuscular tests wereperformed before (pre) and after every 17 stimula-tion trains of an ES protocol of the triceps suraemuscle (gastrocnemius medialis and lateralis, sol-eus muscle), i.e., post17 (at the end of 1st to 17thtrain), post34 (at the end of the 18th to 34thtrain), and post51 (at the end of 35th to 51st

Neuromuscular Fatigue During ES MUSCLE & NERVE January 2010 55

67

train). The tests consisted of MVCs and electricallyevoked contractions, and torque and EMG activitywere recorded throughout testing. The procedurelasted 90–120 s.

Torque measurement: Torque of the rightplantar flexor muscles was recorded by means ofa calibrated dynamometric pedal (Captels, St-Mathieu de Treviers, France), interfaced with anacquisition system (Biopac MP100, Biopac Systems,Santa Barbara, California). Subjects were seated ona chair with their ankle at 90�, while the foot wasimmobilized and securely strapped on the pedal.

EMG measurement: EMG activity of the gastro-cnemius medialis and tibialis anterior was recordedusing bipolar silver chloride circular surface elec-trodes with a diameter of 9 mm (Controle Graphi-que Medical, Brie-Comte-Robert, France). In orderto minimize impedance (<5 kX), the skin wasshaved, abraded, and cleaned with alcohol. Afterverification of an appropriate M-wave acquisition(single response and highest amplitude), electro-des were placed over the middle of the musclebelly, in the muscle fiber direction, with an intere-lectrode distance of 20 mm. The reference elec-trode was placed on the left wrist. The EMG signalwas amplified (gain ¼ 1,000) and recorded at asampling frequency of 4096 HZ (Biopac MP100,Biopac Systems).

Electrically Evoked Contractions. Electrical stimu-lations were delivered to the tibial nerve by a high-voltage, constant current stimulator (DS7AH, Digi-timer, Hertfordshire, UK). The cathode (a silver

chloride surface electrode) was fixed on the popli-teal fossa and the anode (a rectangular 50-cm2 sur-face electrode, Medicompex, Ecublens, Switzer-land) was placed beneath the patella. Rectangular,monophasic pulses of 200-ls were used.

For M-wave and H-reflex recruitment curves theindividual stimulation intensity was identified atrest by progressively increasing the amperage (10-mA increment, every 5 s) from 10 mA until no fur-ther increase in twitch mechanical response (peakvalue) and M-wave amplitude (Mmax) was noted.This intensity was further increased by 10% toobtain supramaximal intensity (ISM), which wasused during the entire testing procedure. At thisintensity, synchronous recruitment of all musclefibers was ensured.

Parallel to the M-wave recruitment curve the H-reflex response was observed. Subsequently, formore precise identification of the intensity atwhich Hmax was obtained (IHmax), 2-mA incre-ments (every 10 s) were used. After each 17-trainbout, IHmax was further adjusted (2-mA incre-ments) to obtain Hmax (IHmax adjusted).

Three twitches at ISM (interspaced by 5 s) andthree twitches at IHmax (interspaced by 10 s) weredelivered at rest (before the MVC), while subjectsmaintained the same posture and a motionlesshead.22 The mechanical responses associated withthe three twitches at ISM were recorded and aver-aged for further analysis. The following contractileparameters were calculated: peak twitch (Pt),defined as the maximum value of torque produc-tion to a twitch; contraction time (CT), the timeneeded from the beginning of the contraction toPt; the maximum rate of force development(MRFD), the peak value of the derivative calcu-lated in the ascending part of the torque curve;the half-relaxation time (HRT), the time requiredfor the torque to decrease by 50%; and the maxi-mum rate of force relaxation (MRFR), the peakvalue of the derivative calculated in the descendingpart of the torque curve.

The EMG activity associated with the twitchesthat elicited Mmax and Hmax was also recordedand averaged for the analysis. The peak-to-peakamplitude and duration of Mmax were calculatedas well as the latency from the stimulus artifact tothe first deflection of the M-wave. The amplitudeof Hmax was also calculated and normalized withrespect to Mmax (i.e., Hmax/Mmax ratio) to avoidany implication of changes in neuromusculartransmission or membrane excitability. In the pres-ent work we studied Hmax at rest to avoid anyinvolvement of the oligosynaptic pathways observed

FIGURE 1. Schematic representation of the experimental ses-

sion. On the top of the figure the experimental set-up is indi-

cated. (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 recruit-

ment curve was obtained, whereas H-reflex intensity was read-

justed after every 17 stimulation trains in order to obtain the

maximal reflex amplitude.


68

during a weak voluntary contraction.23 Moreover,since the H-reflex amplitude is subject to modula-tions that occur at a presynaptic level,22 a rigorousmethodology was followed: subjects were seated in afixed position, there was an appropriate intervalbetween stimulations that evoked the H-reflex, andwe verified that there was no antagonist EMG activity.

Maximal Voluntary Contractions. Before the ESprotocol, all subjects performed three MVCs of theplantar flexors, interspaced by 1 min. After every17-train bout they performed two MVCs, inter-spaced by 30 s. They were asked to maintain amaximal force plateau for 4 s. According to thetwitch interpolation technique,24 a doublet (10-msinterval) at ISM was delivered when the plateau wasreached (superimposed doublet), as well as 2 s af-ter the MVC (control doublet). All subjects wereencouraged verbally to perform maximally, andthe best trial was used for subsequent analysis.

Maximal torque (mean value of 500 ms on theplateau) and the amplitudes of the superimposedand control doublets were studied. The level of vol-untary activation (LOA) was calculated as follows:

LOA ð%Þ ¼ ½1�ðsuperimposed doublet=control doubletÞ � 100�:25

During MVC the EMG activity of the gastrocne-mius medialis was quantified by the RMS value ofthe filtered signal (10–500 HZ) at a 500-ms intervalcorresponding to the maximal torque. In order toreduce the influence of peripheral factors13 theRMS value was subsequently normalized to Mmax(RMS/Mmax). A spectral analysis was also per-formed during the MVC to calculate the MF of theEMG activity.

ES Fatiguing Protocol. The fatiguing exercise wascomposed of three bouts of 17 stimulation trains.Two rectangular electrodes (10 � 5 cm) wereplaced over the subject’s triceps surae, one 5 cmbeneath the popliteal cavity and the other beneaththe insertion point of the medial and lateral headsof the gastrocnemius muscle on the Achilles ten-don. A portable stimulator was used (Cefar Physio4, Cefar Medical, Lund, Sweden) to deliver con-stant current, rectangular, symmetric, biphasicpulses. Train characteristics were the following: fre-quency 30 HZ, pulse duration 450 ls, and dutycycle 40% (4 s on, 6 s off). Trains were deliveredat the maximal tolerated intensity (mean intensityused was 29.9 � 1.54 mA).

Evoked torque by stimulation trains wasrecorded and averaged for the first five and lastfive trains of each stimulation bout to obtain mus-cle responses to the stimulation trains.

Statistical Analysis. All variables recorded before,during, and after the ES protocol were tested usinga one-factor (time) analysis of variance (ANOVA)test for repeated measures (pre, post17, post34,post51). In the case of a significant effect of timeon the variables (P < 0.05), the LSD Fisher post-hoc test was used. Data are reported as means �standard error of the mean (SEM), and the statisti-cal significance was set at P < 0.05. All statisticalanalyses were performed with Statistica 7.1 (Stat-Soft, Tulsa, Oklahoma).

RESULTS

Torque and Muscle Activation during MVC. The MVCtorque 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 sig-nificant from the first exercise bout (74.48 � 2.41Nm, P < 0.001). At post34, torque was furtherdecreased (71.56 � 2.67 Nm, P < 0.001), reachingthe minimal value at post51 (70.65 � 2.58 Nm).Compared with the initial values, this representeda decrease of 6.6 � 1.11%, 10.32 � 1.68%, and11.53 � 1.27% at post17, post34, and post51,respectively.

The level of voluntary activation significantlydecreased 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).

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.


69

Both raw RMS values and normalized to the M-wave amplitude (RMS/Mmax) of the gastrocne-mius medialis muscle declined significantly duringthe exercise protocol (F3 ¼ 17.44, P < 0.001, andF3 ¼ 6.32, P < 0.001, respectively). The significantdecrease in the RMS and RMS/Mmax values wasobserved from post17 and persisted throughout theES protocol. The MF did not significantly change(F3 ¼ 1.04, P ¼ 0.38), as indicated in Table 1.

H-reflex. The ES protocol induced no changes inH-reflex amplitude or the Hmax/Mmax ratio (F3¼ 0.79, P ¼ 0.5, and F3 ¼ 0.61, P ¼ 0.6, respec-tively) (Table 1).

M-wave, Contractile Properties, and Muscle Response

to Stimulation Trains. Neither the amplitude northe duration of the M-wave was significantly modi-fied by the ES session (F3 ¼ 1.42, P ¼ 0.24, and F3¼ 2, P ¼ 0.12, respectively). The M-wave latencywas decreased significantly from the first exercisebout (F3 ¼ 10.08, P < 0.001).

Pt increased significantly during the exercise(F3 ¼ 31.87, P < 0.001). A significant increase wasobserved from post17 and was maintainedthroughout the entire protocol (Fig. 4). All twitchparameters improved significantly at post17, andthe improvement persisted until the end of the ESsession (Table 2). Figure 5 shows a typical twitchresponse after each 17-train series.

Muscle response to stimulation trains was pre-served at post17 and post34 and was only signifi-cantly decreased at post51 (F3 ¼ 4.35; P ¼ 0.01).The torque evoked by stimulation was 30.94 � 2.37Nm, 30.77 � 2.35 Nm, 30.62 � 2.12 Nm, and28.89 � 2.38 Nm at pre, post17, post34, andpost51, respectively.

DISCUSSION

The aim of this study was to characterize ES-induced fatigue by examining the time courseof neuromuscular fatigue components during alow-frequency ES protocol. The main results indi-cated significant impairment in voluntary torque

FIGURE 3. Level of voluntary activation at pre, post17, post34,

and post51, *P < 0.5 significantly different from rest value.

Table 1. EMG activity, median frequency, M-wave and H-reflex characteristics pre-exercise and after each of the three exercise bouts.

pre post17 post34 post51

RMS (mV) 0.26 � 0.02 0.23 � 0.02** 0.21 � 0.02***,†† 0.20 � 0.02***,†††

RMS/Mmax 0.034 � 0.003 0.031 � 0.004* 0.028 � 0.004*** 0.028 � 0.004***Median Frequency (Hz) 172.57 � 10.6 172.27 � 10.39 170.27 � 10.61 170.27 � 10.48M-wave amplitude (mV) 8.24 � 0.84 8.46 � 0.83 8.19 � 0.73 7.97 � 0.68M-wave duration (ms) 3.03 � 0.35 2.57 � 0.17 2.73 � 0.21 2.59 � 0.18M-wave latency (ms) 11.17 � 0.56 10.89 � 0.58*** 10.84 � 0.58*** 10.83 � 0.57***H reflex (mV) 3.06 � 0.37 3.16 � 0.41 3.07 � 0.4 3.13 � 0.41H/M 0.44 � 0.06 0.43 � 0.06 0.43 � 0.06 0.45 � 0.06

Values are means � SEM; *P < 0.05, **P < 0.01, ***P < 0.001 significantly different from rest values; ††P < 0.01 and †††P < 0.001 significantly differentfrom post17 values.

FIGURE 4. Peak twitch torque at pre, post17, post34, and

post51, ***P < 0.001 significantly different from rest value.


70

production from the first stimulation bout (first 17stimulation trains). This impairment, which per-sisted throughout the experimental session, couldbe attributed to changes that occur at a supraspi-nal level, since muscle excitability and contractileproperties, as well as spinal excitability, werepreserved.

The ES session caused a significant decrease involuntary torque production from the very firststimulation bout that persisted over the course ofthe protocol and reached a maximal decrease atpost51. This result is in accordance with otherstudies that induced fatigue by electrical stimula-tion; for example, a 20% decline in MVC torquewas reported by Zory et al.26 after ES of the kneeextensor muscles. The difference in the amplitudeof the torque loss can be attributed partly to themuscle group that was targeted but mainly to thefatiguing protocol used. In our study, low-fre-quency (30 HZ) stimulation was chosen, whereashigh-frequency stimulation (75 HZ) was used inthe previous work. Greater fatigue developmentafter high-frequency stimulation has been

reported,27 and these data are consistent with theinterest in using low-frequency stimulation to mini-mize fatigue. Only Boerio et al.21 reported compa-rable MVC loss (�9%) after high-frequency electri-cal stimulation (75 HZ) of the plantar flexormuscles. This could be explained by the longerresting periods between contractions (smaller dutycycle) used in their protocol. Longer resting peri-ods between electrically induced contractions allowpartial recovery from fatigue and provoke smallertorque decreases than smaller inter-contractionintervals.7,28

The decrease in the voluntary torque produc-tion of the plantar flexor muscles was accompa-nied by a significant reduction in the level of vol-untary activation, which was evidenced at post34and persisted for the rest of the protocol. More-over, EMG activity, expressed both in absoluteunits and normalized to the M-wave amplitude(RMS and RMS/Mmax), was significantly dimin-ished from the first stimulation bout. Thesedecreases were evidence of the incapacity of thecentral nervous system to appropriately drive themuscle. A reduced neural command arriving at themuscle is the result of a reduction in the cortico-spinal influx arriving at the motoneurons (supra-spinal factors) and/or an inhibition of moto-neuron excitability (spinal factors).29 In our study,the hypothesis of reduced excitability of alpha-motoneurons can be excluded, since our resultsclearly indicate that no change occurs at the spinallevel (no decrease in the Hmax/Mmax ratio). Thepreservation of spinal excitability associated withreduced LOA and RMS/Mmax during maximalvoluntary contraction is thus highly consistentwith a reduced cortical influx reaching themotoneurons.

The reduction in corticospinal impulses engen-ders changes in motor unit recruitment expressedby a decreased number of recruited motor unitsand/or an altered firing rate of these motor

Table 2. Contractile properties before, during, and after the exercise protocol.

pre post17 post34 post51 F P

CT (ms) 118 � 7.1 95 � 4.3*** 95 � 3.7*** 100 � 4.2** 7.23 0.001MRFD (Nm/ms) 0.34 � 0.01 0.49 � 0.02*** 0.47 � 0.02*** 0.47 � 0.02*** 43.53 0.001HRT (ms) 96 � 4.7 86 � 4.6* 84 � 4.53** 82 � 4.55*** 5.06 0.01MRFR (Nm/ms) 0.18 � 0.009 0.22 � 0.01*** 0.21 � 0.01*** 0.22 � 0.01*** 9.58 0.001

Values are means � SEM. CT contraction time, MRFD maximum rate of force development, HRT half-relaxation time, MRFR maximum rate of forcerelaxation. *P < 0.05, **P < 0.01, ***P < 0.001 significantly different from rest values.

FIGURE 5. Typical mechanical response of one subject

obtained before trains and immediately after the 17th, 34th, and

51st train.


71

units.30 Although the precise mechanisms responsi-ble for the diminished EMG activity cannot bedetermined, the lack of any change in MF is notconsistent with the hypothesis of a reduction inthe motor unit firing rate. It is thus likely thattheir spatial recruitment was altered, leading todecreased RMS and RMS/Mmax values. Failure ofthe motor cortex to efficiently activate the musclehas been reported after different types of pro-longed exercise.12,13 The exact mechanisms thatcause reduced efferent signals from the motor cor-tex have not yet been elucidated, but changes inneurotransmitter concentrations (e.g., dopamine,noradrenaline) seem to be at the origin of this dys-facilitation.29 It is worth noting that cortical modi-fications are usually reported during prolongedexercise. To our knowledge, only Boerio et al.21

described this phenomenon after a short ES ses-sion, where high-frequency stimulation wasapplied. Our results are consistent with and com-plete their findings. This means that, despite thedifferent physiological events induced by high- andlow-frequency stimulation,10,11 the occurrence offatigue components is quite comparable, whateverthe frequency stimulation. In addition, this is thefirst time that a study has demonstrated the preco-cious character of supraspinal fatigue under low-frequency stimulation.

The supraspinal component of fatigue observedin this study could have resulted from activation ofsmall-diameter thinly myelinated (group III) andunmyelinated (group IV) afferent fibers. Theseafferents have their free-ending receptors in skinor muscle and tendon and are activated duringfatiguing contractions by mechanical, chemicaland thermal stimuli that may or may not be nox-ious.31 The exact mechanism by which group IIIand IV fibers influence the voluntary activation ofmuscle is still controversial. Some authors havesuggested that these afferents project to interneur-ons that mediate presynaptic inhibition and thusact directly on the motoneuron pool,14,32 whileothers have advanced the hypothesis of possiblesupraspinal projections of group III and IVfibers.33 Our results provide evidence of preservedmotoneuron excitability and thus support the sec-ond theory, according to which group III and IVafferents act upstream of the motor cortex toimpair circuits that generate motor cortical outputdescending to the motor neurons.

MVC torque loss was not accompanied by analteration in M-wave characteristics. M-wave ampli-tude and duration give information on the efficacyof signal transmission in the neuromuscular junc-

tion and its propagation to the sarcolemma, thusproviding an index of sarcolemmal excitability.34

Our results showed that this efficacy was not modi-fied by the ES session. Furthermore, the decreasedM-wave latency implied better signal conductionvelocity through the motor pathway (includingconduction through the motor axon, neuromuscu-lar transmission and signal propagation along themuscle fibers). It is commonly observed that, con-trary to high-frequency electrical stimulation, low-frequency stimulation induces fatigue that doesnot elicit changes in M-wave characteristics.10,11,32

The present ES protocol did not engender any fail-ure in the action potential propagation.

In contrast to the parameters that demonstrateimpaired central activation, it is particularly strik-ing that the muscle contractile properties, whichare an index of excitation–contraction coupling atthe peripheral level, were significantly improvedfrom the first minutes of the ES protocol andremained so throughout the entire session. Pt andthe parameters related to contraction (CT, MRFD)and relaxation (HRT, MRFR) were enhanced bythe exercise protocol. This implies more effectiveexcitation–contraction coupling. MVC torque lossthus cannot be attributed to factors distal to theneuromuscular junction, since our results give evi-dence of a transitory muscle resistance to periph-eral alterations. This means that ES evoked centraldysfacilitation prior to the impairment of contract-ile properties. The low-frequency stimulation usedin the present study could lead to metabolicchanges that would influence the mechanicalresponse. Increases in myoplasmic (Pi) and intra-cellular levels of Hþ, provoking intramuscular aci-dosis and subsequent alterations in the Ca2þ cycle,are usually evoked as sources of impairment in thecontractile apparatus,11,35 although the role of thelatter is still equivocal.35 Contrary to the expectedperipheral failure caused by the present stimula-tion pattern, a potentiation of muscle contractileproperties was observed. Potentiation can be attrib-uted to increased regulatory myosin light chainphosphorylation, which reinforces the myofilamentsensitivity to Ca2þ.37 Thus, a greater number ofactin-myosin cross bridges is formed, and theirattachment speed is increased.38 These eventsresult in greater Pt and shorter CT, as observed inour work. Furthermore, the increased MRFR andshorter HRT indicate enhanced functioning of thesarcoplasmic reticulum, which pumps Ca2þ andprovokes the relaxation of muscle cells. Fatigueand potentiation can coexist and make it difficultto quantify the respective contributions of these


72

two phenomena in a simple twitch.38 The Pt valuesat post34 and post51 showed the transient charac-ter of potentiation and the beginning of contract-ile impairment, which was confirmed by the signifi-cant decrease in muscle response to stimulationtrains only after the end of the protocol.

In conclusion, this study provides evidence of acentral fatigue component that is responsible forthe decrease in voluntary torque production dur-ing a low-frequency ES protocol. This was attestedby the decrease in maximal muscle voluntary activ-ity (decreased LOA and RMS and RMS/Mmax).Given the absence of dysfacilitation at the spinallevel, this central activation failure is attributed tochanges that occur at a supraspinal level. Failureof the central command arriving at the alpha-motoneurons seems the most probable explana-tion. In the periphery, excitation–contraction proc-esses were enhanced, while transmission–propaga-tion of the signals at the neuromuscular junctionand to the sarcolemma was not affected. Theseresults indicate that the central nervous system isimplicated in electrically induced fatigue, furthersubstantiating the nonpurely peripheral characterof this technique even under low-frequencystimulation.

The authors thank O. Girard and J.P. Micallef for their contribu-tion to the study and M. Djilas for help in data analysis. Supportedby the French Superior Education and ResearchMinistry.

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74

75

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

ORIGINAL ARTICLE

Does central fatigue exist under low-frequency stimulationof a low fatigue-resistant muscle?

Maria Papaiordanidou • David Guiraud •

Alain Varray

Accepted: 24 June 2010

� 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 stimu-

lation 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.

Keywords Muscle excitability � H reflex �Peripheral fatigue � Muscle afferents

Introduction

Neuromuscular fatigue can be attributed to the physiolog-

ical 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 com-

prises those occurring distally to the neuromuscular junc-

tion (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 per-

formed, and that impairment in muscle capability to gen-

erate 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

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: [email protected]

D. Guiraud

LIRMM, DEMAR Team, INRIA, CNRS,

University Montpellier 2, Montpellier, France

123

Eur J Appl Physiol

DOI 10.1007/s00421-010-1565-9

76

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 litera-

ture 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 affer-

ents 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 facilita-

tory 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 quadri-

ceps 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 var-

iable 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 mecha-

nisms 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 physio-

logical alterations, both qualitative and temporal, obtained

when the same ES protocol was applied to a low fatigue-

resistant muscle. The abductor pollicis brevis (APB) mus-

cle 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 rehabilita-

tion 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 experi-

mentation 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 pre-

cisely identify the intensity at which the maximal M-wave

and H reflex were obtained (see electrically evoked con-

tractions). Maximal tolerated intensity for the ES protocol

was also determined during this first visit.

The experimental session began with a standard warm-

up consisting of ten light, submaximal isometric contrac-

tions of the APB, and it continued with the neuromuscular

Eur J Appl Physiol

123

77

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, Nessler-

Medizintechnik, Austria). After verification of an appro-

priate M-wave acquisition (single response and highest

amplitude), ensuring that the response was registered from

a single muscle, electrodes were placed over the muscle

belly, with an interelectrode distance of 30 mm. The ref-

erence 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 sam-

pling 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 iden-

tify 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 (super-

imposed twitch), as well as 2 s after relaxation (control

twitch). All subjects were verbally encouraged to perform

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

Eur J Appl Physiol

123

78

maximally, and the best trial was used for subsequent

analysis.

ES fatiguing protocol

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

Twitches and evoked potentials

Mechanical response The following contractile parame-

ters 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 pro-

duction 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 associ-

ated 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):

LOA %ð Þ¼ 1� superimposed twitch=control twitchð Þ � 100½ �:

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).

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.

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 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 devia-

tion (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.

Eur J Appl Physiol

123

79

This decrease was 6, 15 and 20% at post17, post34 and

post51, respectively.

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

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 modi-

fications (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 stimu-

lation evoking the H reflex remained constant throughout

the experimental session (F3 = 0.66, P = 0.58).

Twitch contractile properties

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 respec-

tively). Relaxation parameters (HRT and MRFR) showed

no significant changes throughout the protocol. Details of

the twitch contractile properties are presented in Table 2.

Fig. 3 Percentage of force decrease during maximal voluntary

contraction after every 17-train series. ***P \ 0.001, significantly

different from pre-values

Table 1 EMG activity,

activation level, M-wave and

H-reflex characteristics before

the ES session and after each

of the three ES bouts

Values are mean ± SEM

* P \ 0.05, ** P \ 0.01,

significantly different from rest

of the values


RMS (mV) 0.58 (0.15) 0.56 (0.16) 0.51 (0.14)** 0.49 (0.13)**

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)

M-wave amplitude (mV) 8.5 (2.49) 8.56 (2.61) 8.09 (2.93) 7.64 (2.75)*

M-wave duration (ms) 5.3 (1.6) 5.3 (1.5) 5.2 (1.5) 5.1 (1.4)

M-wave latency (ms) 6.53 (0.67) 6.44 (0.67)* 6.44 (0.6)* 6.38 (0.63)**

H reflex (mV) 0.8 (0.83) 0.86 (0.73) 0.9 (0.56) 0.78 (0.66)

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)

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

Eur J Appl Physiol

123

80

Discussion

The results of the present study demonstrated that inter-

mittent 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, dur-

ing and immediately after the ES fatiguing protocol, and

the results indicated its impairment at the end of the pro-

tocol. Failure of action potential (AP) transmission at sites

distal to the point of stimulation (nerve axon, neuromus-

cular 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 transmis-

sion; 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 fatigue-

resistant 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 influ-

enced 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 con-

tractile 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 force-

potentiating and force-diminishing effects. Kufel et al.

(2002) observed that potentiated mechanical response is

more sensitive to detect early fatigue than non-potentiated

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

MRFD (N/s) 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

Pt/Mmax 0.36 (0.26) 0.35 (0.21) 0.34 (0.18) 0.36 (0.24) 0.34 0.79

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/Mmaxelectromechanical index

* P \ 0.05 significantly different from rest values

Eur J Appl Physiol

123

81

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 non-

potentiated 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 dysfunc-

tion 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 avail-

ability 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. How-

ever, the unchanged ratio Pt/Mmax (index of electrome-

chanical 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 con-

sequently 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 excit-

ability. 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 pro-

pagation). 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 con-

tributions 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 dis-

played 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 (Binder-

Macleod 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 con-

tinued 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 elec-

trically 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 pro-

cesses 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

Eur J Appl Physiol

123

82

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 cen-

ters (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 com-

mand (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 contri-

bution of afferent feedback to the force decline is depen-

dent 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 expla-

nation 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 dif-

ferent 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 deter-

mining 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 low-

frequency 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 The authors declare that they have

no conflict of interest.

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123

84

85

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.

86

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

87

Neuromuscular fatigue development during intermittent electrical stimulation of the

triceps surae in spinal cord-injured patients.

1MARIA PAPAIORDANIDOU, 1ALAIN VARRAY, 3CHARLES FATTAL and 2DAVID

GUIRAUD 1EA 2991 Motor Efficiency and Deficiency Laboratory/Movement to Health, University

Montpellier 1 2LIRMM, DEMAR team, INRIA, CNRS, University Montpellier 2 3Centre 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


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.

88

ABSTRACT

Objective: The aim of the present study was to examine neuromuscular fatigue

development under intermittent electrical stimulation (ES) applied to complete spinal cord-

injured 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

89

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

90

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).

91

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-Comte-

Robert, 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).

92

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 M-

wave (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

93

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

94

was verified with the Shapiro-Wilk test. For parameters without normal distribution, a non-

parametric 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).

95

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

96

MRTR) were not significantly modified by the ES protocol. Table 3 presents the mechanical

response parameters during the ES protocol.

97

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 force-

98

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

99

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 F-

waves, 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.

100

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102

Vanderthommen M, Duteil S, Wary C, Raynaud JS, Leroy-Willig A, Crielaard JM et al.

A comparison of voluntary and electrically induced contractions by interleaved 1H- and 31P-

NMRS in humans. J Appl Physiol 2003; 94: 1012-1024.

Westerblad H, Allen DG, Lännergren J. Muscle fatigue: lactic acid or inorganic phosphate

the major cause? News Phusiol Sci 2002; 17: 17-21.

103

TABLES

Table 1: Characteristics of the subjects participating in the study

Subject Sex Age (years) Years after injury Lesion level ASIA

classification S1 M 39 3 T6 A S2 M 46 14 T10 A S3 M 22 2.5 C7 A S4 M 21 1.5 C5 A S5 F 25 1 C7 A S6 M 26 3 T6 A S7 M 45 14 T6 A S8 M 37 12 T6 A S9 M 32 0.6 C5 A

S10 M 45 1.5 C5 B S11 M 48 1.5 T6 A S12 M 53 4 T6 A S13 F 60 37 T10 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).

104

Table 2: H reflex and Hmax/Mmax ratio during the experimental session


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)

Table 3: Contractile properties during the experimental session


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.

105

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.

106

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.

107

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

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.

1Motor Efficiency and Deficiency Laboratory/Movement to Health, University Montpellier 1, 700 avenue

du Pic Saint-Loup, 34090, Montpellier, France.

2DEMAR team, University Montpellier 2, INRIA, LIRMM, 161 rue Ada, 34095, Montpellier, France.

3CMN 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


108

Deborah

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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

Deborah

Rectangle

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-musculo-

skeletal 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

Deborah

Rectangle

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 time-

course 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

Deborah

Rectangle

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

Deborah

Rectangle

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

Deborah

Rectangle

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 cross-

bridge 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

Deborah

Rectangle

8

€

S -S0S0

= Lc - Lc0Lc0

= εc

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∂t

+S0

h˙ ε c(t)∂n

∂y= f (y,t)[1− (n(y, t)] − g(y, t)n(y,t)

(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 cross-

bridges 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

Deborah

Rectangle

9

€

u(t) =Πc(t)Uc + (1−Πc(t))Ur

€

Πc(t) =

1τr − trτr

0

⎧

⎨ ⎪ ⎪

⎩ ⎪ ⎪

€

( 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 + kcLc0 ˙ ε 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].

during contraction phase τc during transition phase else

116

Deborah

Rectangle

10

Then, the dynamics of the contractile element coupled with the tendon in series in isometric conditions

should also meet the equation:

€

˙ F c = ksLs0 ˙ ε s = −ksLc0 ˙ ε c (4)

From (3) and (4) we can compute the differential equation of elongation εc:

€

˙ ε c =Fcu −αFmΠc(t)Uc

ksLc0 + kcLc0 − S ˙ ε cFc (5)

€

S ˙ ε c is the sign of

€

˙ ε c . From the condition ksLc0+kcLc0-Fc > 0,

€

S ˙ ε 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

Deborah

Rectangle

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

Deborah

Rectangle

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

Deborah

Rectangle

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

Deborah

Rectangle

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

Deborah

Rectangle

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

Deborah

Rectangle

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

Deborah

Rectangle

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

Deborah

Rectangle

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

Deborah

Rectangle

19

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22

TABLES

Table 1: Subject’s characteristics

Subject

Age

Years after injury

Lesion level

ASIA classificatio

n S1 32 0.6 C5 A S2 45 1.5 C5 B S3 48 1.5 T6 A S4 53 4 T6 A S5 60 37 T10 A

Table 2: NRMSE values between the model estimation and experimental data for the 5 subjects in

different fatigue states.

NRMSE Subject pre post5 post10 post15 post20 post25

S1 0,045 0,038 0,033 0,034 0,038 0,035 S2 0,030 0,029 0,031 0,029 0,028 0,028 S3 0,026 0,028 0,022 0,025 0,024 0,025 S4 0,033 0,035 0,032 0,030 0,028 0,028 S5 0,052 0,025 0,034 0,036 0,031 0,032

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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.

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Figure 1

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Figure 2

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Figure 3

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Figure 4

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Figure 5

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Figure 6

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Figure 7

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IV. Synthèse et perspectives

139

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

140

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

141

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

142

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

143

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

144

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.

145

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extensor muscles induced by electromyostimulation. Int J Sports Med 26: 847-53, 2005.

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 low-frequency 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.

Fatigue neuromusculaire induite par stimulation électrique ... · stimulation prédéfinis de...

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