Вплив віку на силу та динаміку повторного подовження після скасування тетанічної стимуляції переднього великогомілкового м’яза Частина 1

Анотація

Призначення Під час почергових рухів через суглоб на перехід від одного напрямку обертання до протилежного може впливати затримка та швидкість зменшення напруги та відповідність повторному подовженню попередньо активної групи м’язів. Враховуючи, що процес старіння може впливати на вищезазначені фактори, ця робота була спрямована на порівняння динаміки як зниження крутного моменту гомілковостопного суглоба, так і повторного подовження м’язів, що відображається на механоміограмі (MMG), у передній великогомілковій м’язі через її важливу роль у ході.

Цистанхе може діяти як засіб від втоми та підсилення витривалості, а експериментальні дослідження показали, що відвар цистанхе трубчастої може ефективно захищати гепатоцити печінки та ендотеліальні клітини, пошкоджені у плаваючих мишей, що тримають вагу, підвищувати експресію NOS3 та сприяти виробленню глікогену в печінці. синтезу, таким чином проявляючи ефективність проти втоми. Багатий на фенілетаноїд глікозид екстракт Cistanche tubulosa може значно знизити рівні креатинкінази, лактатдегідрогенази та лактату в сироватці крові, а також підвищити рівень гемоглобіну (HB) і глюкози у мишей ICR, і це може відігравати роль проти втоми, зменшуючи пошкодження м’язів. і затримка збагачення молочною кислотою для зберігання енергії у мишей. Таблетки Compound Cistanche Tubulosa значно подовжували час плавання з навантаженнями, збільшували запас глікогену в печінці та знижували рівень сечовини в сироватці після фізичних вправ у мишей, демонструючи свою дію проти втоми. Відвар цистанхісу може підвищити витривалість і прискорити усунення втоми у мишей, що займаються фізичними вправами, а також може зменшити підвищення рівня креатинкінази в сироватці крові після фізичних навантажень і підтримувати ультраструктуру скелетних м’язів мишей у нормі після фізичних вправ, що вказує на його вплив підвищення фізичної сили та зняття втоми. Цистанхіс також значно подовжив час виживання отруєних нітритами мишей і підвищив стійкість до гіпоксії та втоми.

Натисніть на сильну втому

【Додаткова інформація:george.deng@wecistanche.com / WhatsApp:8613632399501】

методиПід час фази релаксації, після застосування супрамаксимальної стимуляції 35 Гц у поверхневій руховій точці, у 20 молодих (Y) і 20 літніх (O) суб’єктів вимірювали крутний момент (T) і динамічні характеристики MMG.

РезультатиАналіз T і MMG показав: (I) початок спаду після припинення стимуляції (T: 22,51±5,92 мс [Y] і 51,35±15,21 мс [O]; MMG: 27,38±6,93 мс [Y] і 61,41±1 18,42 мс [O]); (II) максимальна швидкість скорочення (T: −110.4±45.56 Нм/с [Y] та − 52.72±32.12 Нм/с [O]; MMG: − 24.47±10.95 мм/с [ Y] і −13,76±6,54 мм/с [O]); (III) податливість м’язів, вимірювання зниження MMG на кожні 10% зниження крутного моменту (діапазон 20–10%: 15,69±7,5 [Y] і 10,8±3,3 [O]; діапазон 10–0%: 22,12±10,3 [Y ] і 17,58±5,6 [О]).

ВисновокРезультати розслаблення м’язів відрізняються в Y та O, і їх можна контролювати за допомогою неінвазивного методу вимірювання фізіологічних змінних крутного моменту та динаміки повторного подовження наприкінці електромеханічного з’єднання, попередньо викликаного нервово-м’язовою стимуляцією.

Ключові словаСтаріння · Процес релаксації · Швидкість зменшення крутного моменту · Стимуляція · MMG

Скорочення

D Затримка

Податливість MC Muscle

Механоміограма ММГ

MMG0T MMG наприкінці зменшення крутного моменту

N Нормований

RR Швидкість скорочення

SERCA Sarcoendoplasmic reticulum кальцієва транспортна АТФаза

T Крутний момент

TR Час скорочення

УЗД

вступ

Поперемінний рух суглоба, наприклад гомілковостопного, колінного або ліктьового, пов’язаний із скоординованою поперемінною активацією м’язів-згиначів і розгиначів, що діють через шарнір. У той час як м’язи, що забезпечують кутовий момент у напрямку обертання суглоба, називаються агоністами, група м’язів, що створює протилежний кутовий момент, визначається як антагоністи. Кожного разу, коли обертання суглоба змінюється, відбувається обмін між ролями м’язів-антагоністів і м’язів-агоністів. Перехід від одного напрямку обертання до протилежного, а також фаза повторного подовження минулого агоніста відбувається під впливом (а) зменшення напруги попередньо активної групи м’язів, (б) відповідності цієї останньої до повторного подовження новим активним агоністом. Отже, оцінка біомеханічних параметрів під час цих двох вищезгаданих процесів може надати функціональні дані для характеристики м’язових особливостей, що впливають на послідовну активність агоніст-антагоніст.

Ходу можна розглядати як глобальний поперемінний рух, що є результатом комбінації кількох суглобів, що чергуються послідовності згинання-розгинання. За даними Westerblad et al. (1997), "уповільнене розслаблення м'язів-антагоністів може протидіяти бажаному руху під час швидких, чергуючих рухів". Таким чином, при нормальній локомоції уповільнення розслаблення попередньо активної групи м'язів може сильно вплинути на динаміку переходу суглоба від обертального напрямку до наступного. Це може вплинути на параметри пересування, особливо у людей похилого віку. Дійсно, дані про аналіз ходи свідчать про те, що вік впливає на ходу в довжині кроку та тривалості фази (Mulas та ін. 2021; Fukuchi та ін. 2019). Зміни в ході у людей похилого віку також пов'язані з підвищеним ризиком інституціоналізації та смерті. Наприклад, було продемонстровано, що зниження швидкості ходьби є прогностичною ознакою очікуваної тривалості життя (Studenski та ін. 2011). Крім того, порушення рівноваги та ходи пов’язані з підвищеним ризиком падінь (Osoba et al. 2019).

На цій основі видається важливим оцінити динаміку зменшення м’язової напруги та повторного подовження після активації у молодих і літніх суб’єктів. Функціональні параметри, що описують силу та процес повторного подовження під час фази релаксації, порівняно недостатньо добре описані у вищезгаданих популяціях. Затримка початку зменшення сили внаслідок припинення міоелектричної активності або її швидкість спаду в різних умовах, таких як маневр до та після розтягування (Longo та ін. 2017, 2014) або до та після втоми (Cè та ін. 2014a, 2014b), було досліджено в літературі. Лише кілька досліджень повідомляють про поведінку сигналу натягу та поверхневої механоміограми (MMG), виявленого акселерометром, який відстежує повторне подовження м’яза, у фазі розслаблення при одночасному записі (Cè та ін. 2014a, 2013b; Esposito та ін. 2016; Лонго та ін., 2014). Дійсно, вони використовували MMG як індикатор початку повторного подовження, але не його динаміку в часі.

Щоб оцінити поведінку крутного моменту та довжини м’яза в кінці скорочення м’яза, можна використати експериментальну установку, описану раніше нашою групою (Cogliati та ін. 2020), в якій ізометричний крутний момент тильного згинання щиколотки та довжина передньої великогомілкової м’язи були одночасно вимірюється за допомогою тензодатчика та поверхневої механоміографії відповідно. Обґрунтування можна підсумувати таким чином. Оскільки м'яз є системою постійного об'єму, кожне скорочення при скороченні забезпечує збільшення поперечного діаметра м'яза. Ця зміна розмірів може бути виявлена ​​лазерним датчиком. За аналогією, під час розслаблення м'язів після активності, лазерний сигнал відстані можна розглядати як показник процесу повторного подовження м'язів. Дослідження змін довжини м’язів за допомогою поверхневої MMG вже було детально реалізовано (Orizio та ін. 1996; Yoshitake та ін. 2005; Beck та ін. 2005). Обґрунтування прийняття ММГ як непрямого вимірювання змін довжини м’язів замість колекції ультразвукових (УЗД) зображень активного м’яза базується на наступних міркуваннях: (а) наразі метод УЗД навряд чи забезпечує більше 30– 60 кадрів на секунду з роздільною здатністю 30–15 мс (занадто низька для хорошого відстеження поведінки повторного подовження після припинення м’язової активності), (b) експериментальна установка досить складна, що вимагає роботизованої руки, яка підтримує УЗ-зонд, занурений у басейн, здатний вмістити дистальну ніжку, (в) постобробка кожного зображення для вилучення зміни довжини є складною та вимагає багато часу, (г) вартість УЗ-системи набагато вища, ніж проста лазерний датчик відстані. Нарешті, вибір сигналу MMG полегшує реплікацію дослідження.

Експериментальна схема, яка може чітко надати основні дані про взаємозв’язок процесів зменшення напруги та повторного розтягування активного м’яза після припинення активності, має базуватися на стимульованих скороченнях. Таким чином можна звести до мінімуму невизначеність індивідуального шаблону згасання припинення приводу центральної нервової системи, який може вплинути на результат змін скорочувального статусу м’язів під час фази релаксації.

Враховуючи можливе значення у визначенні механічної ефективності почергових рухів, ця робота мала на меті порівняти в передній великогомілковій м’язі молодих і літніх суб’єктів динаміку:

(a) зменшення крутного моменту в щиколотці;

(b) повторне подовження м'язів під час фази релаксації.

Варто підкреслити, наскільки важливим є вивчення механіки передньої великогомілкової м’язи, враховуючи її важливу роль у циклі ходи як для стабілізації гомілковостопного суглоба під час ранньої фази стояння, так і для підйому стопи під час ранньої фази розмаху (Lacquaniti et. ін. 2012). Як наслідок, його релаксаційна динаміка може глибоко вплинути на терміни переходу до наступних фаз ходи.

Матеріали та методи

Предмети та вимірювання

Двадцять рекреаційно активних молодих учасників (10 чоловіків і 10 жінок; вік 21–33 роки) і 20 рекреаційно активних літніх учасників (10 чоловіків і 10 жінок; вік 65–80 років) з жодних ортопедичних або неврологічних розладів не було набрано для участі в цьому дослідженні. Отримавши повне пояснення експериментів, вони надали свою письмову інформовану згоду. Піддослідних просили утриматися від споживання кофеїну та інтенсивної фізичної активності протягом 24 годин, що передували тесту. Це дослідження було проведено згідно з останньою версією Гельсінської декларації та схвалено місцевим етичним комітетом. Домінуючу нижню кінцівку учасників розташовували на спеціальному велоергометрі, обладнаному тензодатчиком (рис. 1), який вимірював крутний момент, створений під час електрично стимульованих скорочень переднього великогомілкового м’яза (Cogliati та ін. 2020). У той час як стегно і коліно були зафіксовані відповідно під кутом 90 градусів і 180 градусів, щиколотка була розташована в нейтральному положенні під кутом 110 градусів. Нога була прив’язана до дерев’яної пластини, з’єднаної з тензодатчиком (модель SM-100 N, Interface Inc., Скоттсдейл, США-Аризона). Сигнал сили, отриманий тензодатчиком, був відфільтрований смуговим фільтром при 0–64 Гц і посилений (MISO-OT Bioelettronica, Турин, Італія). Щоб отримати крутний момент тильного згинання, створений кожним суб’єктом, було виміряно відстань між точкою опори щиколотки та тензодатчиком на підошві та використано для перетворення сигналу сили в крутний момент [T=F (Н) × d (м) ]. Відповідно до Orizio et al. (Orizio et al. 1999, 2008), зміщення поверхні передньої великогомілкової м’язи трансдукували як механоміографічний сигнал за допомогою оптичного лазерного датчика відстані (M5L/20, MEL Mikroelektronik, Німеччина). Прилад має наступні характеристики: діапазон вимірювання±10 мм, чутливість 1 В/мм, лінійність 0,6%, роздільна здатність.<6 μm, bandwidth 0–10 kHz. The laser beam was pointed to the tibialis anterior muscle belly presenting the largest displacement during the tetanic stimulation. The common position was at about 1 cm from the tibial crest as reported in Fig. 1. The device provided an output DC voltage proportional to the distance between the laser beam head emitter and the reflecting muscle surface. The measure of the distance of the reflecting surface from the laser source was not affected by surface rotation within±15° and±30° concerning the short and long axis of the laser head, respectively. The force and MMG were digitized at a frequency of 1024 samples/s (CED-1401 of Cambridge Electronic Design of Cambridge).

Електростимулятор використовувався для доставки двофазних прямокутних стимулів (тривалість кожної фази 100 мкс) на передній великогомілковий м’яз. Катодний електрод (5×5 см) розміщували на ділянці шкіри над головною руховою точкою передньої великогомілкової м’язи (рис. 1), яку ідентифікували за Gobbo et al. (2011). Анодний електрод (15×10 см) розміщували на литковому м’язі. Збільшуючи амплітуду ланцюга стимуляцій на 1 Гц (10 імпульсів на кожен рівень амплітуди 0,1 В), від мінімального значення 0,5 В, максимальний імпульс стимуляції ідентифікували як амплітуду стимулу, що викликає найбільше одиничне посмикування. Три серії імпульсів 35 Гц тривалістю 3 секунди вводили в рухову точку м'яза з паузою в 1 хв між стимуляціями. Поверхнева ЕМГ, викликана серією стимуляцій, була виявлена ​​за допомогою двох самоклеючих попередньо гелеподібних срібних електродів (1 см у діаметрі; відстань між електродами 30 мм). ЕМГ кондиціонували за допомогою смугового фільтра Баттерворта третього порядку (10–512 Гц). Після аналого-цифрового перетворення за допомогою CED-1401 (Cambridge Electronic Design, Кембридж, Великобританія) оцифровані сигнали зберігалися на ПК та дискретизувалися зі швидкістю 1024 вибірки/с.

Обробка сигналу: аналізуються параметри під час фази релаксації

Для досягнення мети роботи описаний нижче аналіз стосується фази релаксації стимульованого тетанічного скорочення, яка частково вже розглядалася кількома дослідженнями (Cè та ін. 2013b, 2014a, 2013c; Еспозіто та ін. 2016, 2011). ; Лонго та ін., 2016).

З трьох ланцюжків стимуляції для кожного суб’єкта була обрана та, яка має найбільше значення крутного моменту в інтервалі часу 100 мс до останнього стимулу. Крутний момент і MMG були відфільтровані за допомогою цифрової низькочастотної фільтрації з частотою 50 Гц і згодом нормалізовані до 100% відносно середніх значень у часових інтервалах 100 мс. Сигнал ЕМГ використовувався для ідентифікації закінчення електричної активності внаслідок серії тетанічної стимуляції. Час завершення електричної активності після останнього стимулу був відміткою часу, коли викликана ЕМГ досягла свого середнього значення ±3 SD, розрахованого за зразком сигналу за 1 с до тетанічної стимуляції (див. рис. 2).

Релаксаційна електромеханічна затримка

Під час фази релаксації можна спостерігати затримку (D) між закінченням електричної активності та початком розпаду крутного моменту та MMG. D розраховували як момент часу, коли сигнали зменшувалися на 3 стандартні відхилення від їх середнього значення під час стимуляції, як для крутного моменту (DT), так і для MMG (DMMG) (рис. 2).

Швидкість зменшення крутного моменту та швидкість зменшення MMG

Швидкість зменшення для сигналу крутного моменту (RRT) і сигналу MMG (RRMMG) розраховували як співвідношення між Δкрутним моментом або ΔMMG і Δчасом (рис. 2). Зокрема, 20 мс рухоме вікно з кроком 1 мс було використано для двох сигналів для визначення максимальної швидкості зменшення (Cogliati та ін. 2020; Haf та ін. 2015). Те саме обчислення було виконано для нормалізованих сигналів для отримання NRRT і NRRMMG.

Часовий інтервал для зниження сигналу на 80–20%.

На додаток до дискретної інформації, наданої RR або NRR, час зменшення як нормалізованого крутного моменту, так і MMG (TRT і TRMMG) в діапазоні 80–20% їх скорочень був розрахований для подальшої характеристики динаміки загасання сигналу. Вибраний діапазон дозволяє нам порівняти часову поведінку двох сигналів від молодих і літніх суб’єктів, коли обидва динамічно змінюються від початкового та кінцевого перехідних процесів.

Податливість м'язів

Щоб отримати детальний опис співвідношення часу між зменшенням крутного моменту та повторним подовженням м’язів, величина відносної варіації MMG для кожного з десяти діапазонів відносного крутного моменту зменшується (від 100 до 0). %: 100–90%, 90–80%, 80–70%, …, 10–0%). Це значення відображає податливість м’язів bin-by-bin (MC) до повторного подовження протягом усього процесу релаксації.

MMG наприкінці зменшення крутного моменту (MMG0T)

%MMG, кількість повторного подовження, що залишилася, коли процес зменшення крутного моменту було завершено та досягнуто 0% було кількісно визначено для кожного суб’єкта. Параметр було ідентифіковано як MMG0T і забезпечує вимірювання ефективності всього процесу повторного подовження порівняно зі зменшенням натягу: іншими словами, наскільки повторне подовження є неповним, коли відчувається сила {{5} }.

Статистичний аналіз

Дані аналізували за допомогою статистичного програмного забезпечення (Sigmaplot 11). Двосторонній дисперсійний аналіз (ANOVA) використовувався для вивчення основного та взаємовпливу віку (молодий і старий) і сигналів (крутний момент і MMG) на D, NRR і TR. Коли дисперсійний аналіз був значним, проводили попарні порівняння за допомогою тесту Tukey post hoc. Для податливості м’язів двома факторами для дисперсійного аналізу були вік і відносний бін декременту крутного моменту. Крім того, незалежний t-тест використовувався для дослідження відмінностей між групами (молоді та старі) щодо максимального крутного моменту під час стимульованого скорочення, RRT, RRMMG та MMG0T (статистична значущість p<0.05).

На графіках кількість зірочок (*) вказує на статистично значущі відмінності: p< 0.05 (*); p<0.01 (**); p<0.001 (***).

Дані, наведені в цій роботі, походять із сигналів, виявлених під час реакції передньої тетанії великогомілкового м’яза, які використовуються для порівняння м’язової механіки на початку довільних і стимульованих скорочень у молодих і літніх суб’єктів у вже опублікованих роботах (Cogliati та ін. 2020).

Результати

Приклад нормалізованих сигналів крутного моменту (червона лінія) і MMG (чорна лінія) від репрезентативних молодих і літніх суб’єктів, на основі яких були розраховані параметри, перелічені в попередньому розділі, можна знайти на рис. 3. Різний час у початок згасання двох сигналів між молодими та літніми суб’єктами, а також різні нахили двох сигналів очевидні через процес релаксації.

Максимальне стимульоване скорочення

Максимальний крутний момент при стимульованому скороченні значно відрізнявся між молодими та літніми людьми (4,9±2,5 Нм для молодих і 2,6±1,7 Нм для старших; p<0.001). A t-test revealed a significant difference (p=0.002) between young  (3.01±1.17 mm) and old (2.01±0.73 mm) subjects for the maximal surface displacement transduced as MMG.

Релаксаційна електромеханічна затримка (DT і DMMG)

Двосторонній ANOVA виявив значний вплив віку (стор<0.001) and signal (p=0.009) on D, but without an interaction between these factors (p=0.354). Specifically, the older subjects had a longer delay compared to younger subjects. Moreover, the beginning of relaxation for the MMG started after the torque signals.

Крутний момент. На початку фази релаксації DT значно відрізнявся між молодими та літніми особами (22,51±5,92 мс для молодих та 51,35±15,21 мс для старших; p<0.001) (Fig. 4).

MMG. DMMG показав таку саму поведінку, як і DT, зі значною різницею, що спостерігалася між молодими та старшими особами (27,38±6,93 мс для молодих та 61,41±18,42 мс для старших; p<0.001) (Fig. 4).

Швидкість зменшення крутного моменту та швидкість зменшення MMG (RRT і RRMMG)

Під час фази спаду після припинення стимульованого скорочення максимальний RRT у молодих і старих становив –110,4 ± 45,56 Нм/с і – 52,72 ± 32,12 Нм/с відповідно, демонструючи статистичну різницю між групами ( незалежний t-тест; p < 0.001). Відповідно, максимальний RRMMG у молодих (− 24,47 ± 10,95 мм/с) був значно вищим, ніж у літніх (−13,76 ± 6,54 мм/с) суб'єктів (незалежний t-тест, p < 0,001). При розгляді нормалізованих сигналів результати були аналогічні. Двосторонній ANOVA виявив значний вплив віку (стор<0.001) and signal (p<0.001) on the NRR, but without an interaction between these factors (p=0.508). Specifically, the NRR was higher for young subjects compared to old and the decrease of the MMG signal was slower than the torque signal (Fig. 5). Moreover, the maximal NRRT in young and old was − 1256.16 ± 333.36%/s and  − 1026.26 ± 267.76%/s, respectively, showing a statistical difference (p=0.004). Similarly, NRRMMG was statistically different between young (−867.79%/s±148.6%/s) and older (− 710.35±178.84%/s) subjects (p=0.044).

【Додаткова інформація:george.deng@wecistanche.com / WhatsApp:8613632399501】