Influencia de la edad en la fuerza y ​​la dinámica de re-alargamiento después de la retirada de la estimulación tetánica en el músculo tibial anterior, parte 1

Abstracto

Propósito Durante los movimientos alternos a través de una articulación, el cambio de una dirección de rotación a la opuesta puede verse influenciado por el retraso y el ritmo de reducción de la tensión y la conformidad con el nuevo alargamiento del grupo de músculos previamente activo. Dado que el proceso de envejecimiento puede afectar los factores antes mencionados, este trabajo tuvo como objetivo comparar la dinámica tanto de la disminución del torque del tobillo como del re-alargamiento muscular, reflejado por el mecanomiograma (MMG), en el tibial anterior debido a su importante papel en la marcha.

Cistanche puede actuar como antifatiga y potenciador de la resistencia, y estudios experimentales han demostrado que la decocción de Cistanche tubulosa podría proteger eficazmente los hepatocitos hepáticos y las células endoteliales dañadas en ratones nadadores que soportan peso, regular positivamente la expresión de NOS3 y promover el glucógeno hepático. síntesis, ejerciendo así eficacia antifatiga. El extracto de Cistanche tubulosa rico en glucósidos feniletanoides podría reducir significativamente los niveles séricos de creatina quinasa, lactato deshidrogenasa y lactato, y aumentar los niveles de hemoglobina (HB) y glucosa en ratones ICR, y esto podría desempeñar un papel antifatiga al disminuir el daño muscular. y retrasar el enriquecimiento de ácido láctico para el almacenamiento de energía en ratones. Las tabletas compuestas de Cistanche Tubulosa prolongaron significativamente el tiempo de natación con carga de peso, aumentaron la reserva de glucógeno hepático y disminuyeron el nivel de urea sérica después del ejercicio en ratones, mostrando su efecto antifatiga. La decocción de Cistanchis puede mejorar la resistencia y acelerar la eliminación de la fatiga en ratones que hacen ejercicio, y también puede reducir la elevación de la creatina quinasa sérica después del ejercicio de carga y mantener normal la ultraestructura del músculo esquelético de los ratones después del ejercicio, lo que indica que tiene los efectos. de potenciación de la fuerza física y antifatiga. Cistanchis también prolongó significativamente el tiempo de supervivencia de los ratones envenenados con nitritos y mejoró la tolerancia contra la hipoxia y la fatiga.

Haga clic en fatiga extrema

【Para más información:george.deng@wecistanche.com / WhatsApp:8613632399501】

MétodosDurante la fase de relajación, después de aplicar una estimulación supramáxima de 35 Hz en el punto motor superficial, en 20 sujetos jóvenes (Y) y 20 mayores (O), se midieron las características dinámicas de torque (T) y MMG.

ResultadosEl análisis de T y MMG proporcionó: (I) el inicio de la caída después del cese de la estimulación (T: 22,51 ± 5,92 ms [Y] y 51,35 ± 15,21 ms [O]; MMG: 27,38 ± 6,93 ms [Y] y 61,41 ± 18,42 ms [O]); (II) la tasa máxima de reducción (T: −110.4±45,56 Nm/s [Y] y − 52,72±32,12 Nm/s [O]; MMG: − 24,47±10,95 mm/s [ Y] y −13,76±6,54 mm/s [O]); (III) la distensibilidad muscular, midiendo la reducción de MMG de cada 10% de reducción del torque (bin 20–10%: 15,69±7,5[Y] y 10,8±3,3 [O]; bin 10–0%: 22,12±10,3 [Y ] y 17,58±5,6 [O]).

ConclusiónLos resultados de relajación muscular son diferentes en Y y O y pueden monitorearse mediante un método no invasivo que mide variables fisiológicas de torque y dinámica de re-alargamiento al final del acoplamiento electromecánico previamente inducido por la estimulación neuromuscular.

Palabras claveEnvejecimiento · Proceso de relajación · Tasa de reducción del torque · Estimulación · MMG

Abreviaturas

Retraso

Cumplimiento muscular MC

Mecanomiograma MMG

MMG0T MMG al final de la reducción de par

N normalizado

RR Tasa de reducción

SERCA ATPasa de transporte de calcio en el retículo sarcoendoplasmático

Torsión en T

TR Tiempo de reducción

Ultrasonido de EE. UU.

Introducción

El movimiento alterno de una articulación, como el tobillo, la rodilla o el codo, está relacionado con la activación alternada y coordinada de los músculos flexores y extensores que actúan a través de la bisagra. Mientras que los músculos que proporcionan un momento angular hacia la dirección de rotación de la articulación se denominan agonistas, el grupo de músculos que genera un momento angular opuesto se define como antagonistas. Cada vez que se invierte la rotación articular, se produce un intercambio entre las funciones de los músculos antagonistas y agonistas. El cambio de una dirección de rotación a la opuesta, así como la fase de re-alargamiento del agonista pasado, están influenciados por (a) la reducción de la tensión del grupo de músculos previamente activo, (b) la adaptación de este último al re-alargamiento. por el nuevo agonista activo. En consecuencia, la evaluación de los parámetros biomecánicos durante estos dos procesos antes mencionados podría proporcionar datos funcionales para caracterizar las características musculares que afectan la actividad secuencial agonista-antagonista.

La marcha puede considerarse como un movimiento alterno global resultante de la combinación de varias articulaciones alternando secuencias de flexión-extensión. Según Westerblad et al. (1997), "la relajación lenta del músculo antagonista podría contrarrestar el movimiento deseado durante movimientos rápidos y alternos". Por lo tanto, durante la locomoción normal, la desaceleración de la relajación del grupo de músculos previamente activo puede afectar en gran medida la dinámica de la transición articular de una dirección de rotación a la siguiente. Esto puede influir en los parámetros de locomoción, especialmente en sujetos de edad avanzada. De hecho, los datos sobre el análisis de la marcha sugieren que la edad influye en la longitud de la zancada y la duración de la fase (Mulas et al. 2021; Fukuchi et al. 2019). Los cambios en la marcha en los ancianos también se han asociado con un mayor riesgo de institucionalización y muerte. Por ejemplo, se ha demostrado que una reducción en la velocidad al caminar predice la esperanza de vida (Studenski et al. 2011). Además, las alteraciones del equilibrio y la marcha se han visto implicadas en un mayor riesgo de caídas (Osoba et al. 2019).

Sobre esta base, parece importante evaluar la dinámica de reducción y re-alargamiento de la tensión muscular después de la activación en sujetos jóvenes y mayores. Los parámetros funcionales que describen la fuerza y ​​el proceso de alargamiento durante la fase de relajación no están comparativamente bien descritos en las poblaciones mencionadas anteriormente. El retraso en el inicio de la disminución de la fuerza, desde el cese de la actividad mioeléctrica, o su velocidad de caída en diferentes condiciones como la maniobra previa y posterior al estiramiento (Longo et al. 2017, 2014) o antes y después de la fatiga (Cè et al. 2014a, 2014b), ha sido investigado en la literatura. Solo unos pocos estudios informan el comportamiento de la tensión y la señal del mecanomiograma de superficie (MMG) detectada por un acelerómetro, que monitorea la reelongación del músculo, en la fase de relajación cuando se registran simultáneamente (Cè et al. 2014a, 2013b; Esposito et al. 2016; Longo et al.2014). De hecho, utilizaron la MMG como indicador del inicio del nuevo alargamiento, pero no de su dinámica temporal.

Para evaluar el comportamiento del torque y la longitud muscular al final de la contracción muscular, es posible utilizar una configuración experimental descrita previamente por nuestro grupo (Cogliati et al. 2020), en la que se midieron el torque isométrico de la dorsiflexión del tobillo y la longitud del tibial anterior. medido simultáneamente por una celda de carga y mecanomiografía de superficie, respectivamente. El razonamiento se puede resumir de la siguiente manera. Dado que el músculo es un sistema de volumen constante, cada acortamiento durante una contracción proporciona un aumento en el diámetro transversal del músculo. Esta variación dimensional puede ser detectada por un sensor láser. Por analogía, durante la relajación muscular después de la actividad, la señal de distancia del láser puede considerarse como un índice del proceso de reelongación muscular. El estudio de los cambios en la longitud del músculo mediante MMG de superficie ya se ha implementado en detalle (Orizio et al. 1996; Yoshitake et al. 2005; Beck et al. 2005). El fundamento para adoptar la MMG como una medida indirecta de los cambios en la longitud del músculo, en lugar de la recopilación de imágenes de ultrasonido (EE.UU.) del músculo activo, se basa en las siguientes consideraciones: (a) en la actualidad, es poco probable que la técnica de EE.UU. proporcione más de 30– 60 cuadros por segundo con una resolución temporal de 30 a 15 ms (demasiado baja para un buen seguimiento del comportamiento temporal de reelongación después del cese de la actividad muscular), (b) la configuración experimental es bastante compleja y requiere un brazo robótico que sostenga la Sonda de ecografía sumergida en una piscina capaz de acomodar la pierna distal, (c) el posprocesamiento de cada imagen para extraer el cambio de longitud es complejo y requiere mucho tiempo, (d) el costo de un sistema de ecografía es mucho mayor que un simple Sensor de distancia láser. Finalmente, la elección de la señal MMG facilita la replicación del estudio.

Un diseño experimental que pueda proporcionar claramente datos básicos sobre la relación de los procesos de reducción de tensión y re-alargamiento de un músculo activo una vez que se retira la actividad debe basarse en contracciones estimuladas. De esta manera, es posible minimizar la incertidumbre del patrón de desvanecimiento individual de la suspensión del impulso del sistema nervioso central que puede influir en el resultado de los cambios en el estado contráctil del músculo durante la fase de relajación.

Dado el posible significado en la determinación de la eficiencia mecánica de los movimientos alternos, este trabajo tuvo como objetivo comparar en el tibial anterior de sujetos jóvenes y mayores la dinámica de:

(a) la reducción del torque en el tobillo;

(b) el alargamiento del músculo durante la fase de relajación.

Vale la pena subrayar la importancia del estudio de la mecánica del tibial anterior, dado su importante papel en el ciclo de la marcha, tanto para la estabilización de la articulación del tobillo durante la fase inicial de la postura como para la elevación del pie durante la fase temprana del balanceo (Lacquaniti et al. otros 2012). Como consecuencia, su dinámica de relajación puede influir profundamente en el momento de la transición a las siguientes fases de la marcha.

Materiales y métodos

Sujetos y medidas.

Veinte participantes jóvenes recreativamente activos (10 hombres y 10 mujeres; de 21 a 33 años de edad) y 20 participantes mayores recreativamente activos (10 hombres y 10 mujeres; de 65 a 80 años de edad) con no se reclutó ningún trastorno ortopédico o neurológico para participar en este estudio. Después de recibir una explicación completa de los experimentos, dieron su consentimiento informado por escrito. Se pidió a los sujetos que se abstuvieran de consumir cafeína y realizar actividad física intensa en las 24 horas anteriores a la prueba. Este estudio se realizó según la última versión de la Declaración de Helsinki y fue aprobado por el comité de ética local. El miembro inferior dominante de los participantes se colocó en un ergómetro específico equipado con una celda de carga (Fig. 1), que midió el torque generado durante las contracciones estimuladas eléctricamente del músculo tibial anterior (Cogliati et al. 2020). Mientras que la cadera y la rodilla se fijaron, respectivamente, a 90 grados y 180 grados, el tobillo se colocó en una posición neutral a 110 grados. El pie estaba sujeto a la placa de madera conectada a la celda de carga (modelo SM-100 N, de Interface Inc., Scottsdale, US-AZ). La señal de fuerza adquirida por la celda de carga se filtró en paso de banda a 0–64 Hz y se amplificó (MISO-OT Bioelettronica, Turín, Italia). Para obtener el torque de dorsiflexión producido por cada sujeto, se midió la distancia entre el punto de apoyo del tobillo y la celda de carga en la plataforma del pie y se usó para convertir la señal de fuerza en torque [T=F (N) × d (m) ]. Según Orizio et al. (Orizio et al. 1999, 2008), el desplazamiento de la superficie del músculo tibial anterior se transdujo como una señal mecanomiográfica utilizando un sensor de distancia láser óptico (M5L/20, MEL Mikroelektronik, Alemania). El instrumento tiene las siguientes características: rango de medición±10 mm, sensibilidad 1 V/mm, linealidad 0,6%, resolución<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).

Se utilizó un estimulador eléctrico para administrar estímulos rectangulares bifásicos (100 µs de duración de cada fase) en el músculo tibial anterior. El electrodo catódico (5 × 5 cm) se colocó en la región de la piel sobre el punto motor principal del tibial anterior (Fig. 1), que fue identificado según Gobbo et al. (2011). El electrodo anódico (15 x 10 cm) se colocó sobre el músculo gastrocnemio. Al aumentar la amplitud de un tren de estimulación de 1 Hz (10 pulsos por cada nivel de amplitud de 0,1 V), desde el valor mínimo de 0,5 V, el pulso de estimulación máximo se identificó como la amplitud del estímulo que provoca la contracción individual más grande. Se administraron tres trenes de pulsos de 35 Hz que duraron 3 segundos en el punto motor del músculo con una pausa de 1 minuto entre estimulaciones. La EMG de superficie provocada por el tren de estimulación se detectó utilizando dos electrodos de plata pregelificados autoadhesivos (1 cm de diámetro; distancia entre electrodos de 30 mm). La EMG se acondicionó utilizando un filtro de paso de banda Butterworth de tercer orden (10–512 Hz). Después de la conversión A/D realizada por CED-1401 (Cambridge Electronic Design, Cambridge, Reino Unido), las señales digitalizadas se almacenaron en una PC y se muestrearon a 1024 muestras/s.

Procesamiento de señales: parámetros analizados durante la fase de relajación.

Para lograr el objetivo del trabajo, el análisis que se describe a continuación se refiere a la fase de relajación de la contracción tetánica estimulada, que en parte ya ha sido considerada por varios estudios (Cè et al. 2013b, 2014a, 2013c; Esposito et al. 2016, 2011 ; Longo et al.2016).

De los tres trenes de estimulación, se seleccionó para cada sujeto el que tenía el mayor valor de torsión en el intervalo de tiempo de 100 ms antes del último estímulo. El par y el MMG se filtraron digitalmente de paso bajo a 50 Hz y posteriormente se normalizaron al 100% con respecto a los valores promedio en intervalos de tiempo de 100 ms. La señal EMG se utilizó para identificar el final de la actividad eléctrica debida al tren de estimulación tetánica. El momento en el que se completó la actividad eléctrica, después del último estímulo, fue el momento en el que el EMG evocado alcanzó su valor promedio ± 3 DE calculado a partir de una muestra de señal de 1 s antes de la estimulación tetánica (ver Fig. 2).

Retardo electromecánico de relajación.

Durante la fase de relajación, se puede observar un retraso (D) entre el final de la actividad eléctrica y el comienzo del torque y la caída de MMG. D se calculó como el instante de tiempo en el que las señales disminuyeron 3 desviaciones estándar de su valor promedio durante la estimulación, tanto para torque (DT) como para MMG (DMMG) (Fig. 2).

Tasa de reducción de par y tasa de reducción de MMG

La tasa de reducción de la señal de torque (RRT) y la señal MMG (RRMMG) se calcularon como la relación entre Δtorque o ΔMMG y Δtime (Fig. 2). Específicamente, se utilizó una ventana móvil de 20 ms con un paso de 1 ms entre las dos señales para identificar la tasa máxima de reducción (Cogliati et al. 2020; Haf et al. 2015). Se realizó el mismo cálculo en las señales normalizadas para obtener NRRT y NRRMMG.

El intervalo de tiempo para una reducción de señal del 80 al 20 %

Además de la información discreta proporcionada por RR o NRR, se calculó el tiempo de reducción tanto del par normalizado como de MMG (TRT y TRMMG) en el rango de 80 a 20% de sus reducciones para caracterizar aún más la dinámica de la caída de la señal. El rango seleccionado nos permite comparar el comportamiento temporal de las dos señales de sujetos jóvenes y mayores cuando ambos cambian dinámicamente fuera de los transitorios inicial y final.

Cumplimiento muscular

Para tener una descripción detallada de la relación temporal entre la disminución del torque y el re-alargamiento muscular, la cantidad de variación relativa de MMG para cada uno de los diez intervalos de disminución relativa del torque (de 100 a 0 %: 100–90%, 90–80%, 80–70%,…, 10–0%). Este valor refleja la distensibilidad muscular (MC) segmento por segmento para la reelongación durante todo el proceso de relajación.

MMG al final de la reducción de par (MMG0T)

Se cuantificó para cada sujeto el %MMG, la cantidad de re-alargamiento restante, cuando se completó el proceso de reducción de torsión y alcanzó el 0%. El parámetro se identificó como MMG0T y proporciona una medida de la eficiencia del proceso de alargamiento completo en comparación con la reducción de tensión: en otras palabras, en qué medida el alargamiento es incompleto una vez que la fuerza sentida es {{5} }.

análisis estadístico

Los datos fueron analizados utilizando un software estadístico (Sigmaplot 11). Se utilizó un análisis de varianza de dos vías (ANOVA) para examinar el efecto principal y de interacción de la edad (jóvenes y mayores) y las señales (torque y MMG) en D, NRR y TR. Cuando el ANOVA fue significativo, se realizaron comparaciones por pares con la prueba post hoc de Tukey. Para la distensibilidad muscular, los dos factores para ANOVA fueron la edad y el intervalo de disminución relativa del torque. Además, se utilizó una prueba t independiente para investigar las diferencias entre los grupos (jóvenes y mayores) para el torque máximo durante la contracción estimulada, RRT, RRMMG y MMG0T (significación estadística p<0.05).

En los gráficos, el número de asteriscos (*) indica diferencias estadísticamente significativas de la siguiente manera: p< 0.05 (*); p<0.01 (**); p<0.001 (***).

Los datos reportados en este trabajo provienen de señales detectadas durante la respuesta tetánica del tibial anterior utilizadas para comparar la mecánica muscular al inicio de las contracciones voluntarias y estimuladas en sujetos jóvenes y mayores en trabajos ya publicados (Cogliati et al. 2020).

Resultados

En la Fig. 3 se puede encontrar un ejemplo de las señales de torque normalizado (línea roja) y MMG (línea negra) de sujetos jóvenes y mayores representativos, a partir de las cuales se han calculado los parámetros enumerados en la sección anterior. El comienzo de la decadencia de las dos señales entre sujetos jóvenes y mayores, así como las diferentes pendientes de las dos señales, se hacen evidentes a través del proceso de relajación.

Contracción máxima estimulada

El par máximo en la contracción estimulada fue significativamente diferente entre adultos jóvenes y mayores (4,9 ± 2,5 Nm para los jóvenes y 2,6 ± 1,7 Nm para los mayores; 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.

Retardo electromecánico de relajación (DT y DMMG)

El ANOVA de dos vías reveló un efecto significativo de la edad (p<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.

Esfuerzo de torsión. Al inicio de la fase de relajación, el DT fue significativamente diferente entre individuos jóvenes y mayores (22,51 ± 5,92 ms para los jóvenes y 51,35 ± 15,21 ms para los mayores; p<0.001) (Fig. 4).

MMG. DMMG mostró el mismo comportamiento que DT, observándose una diferencia significativa entre individuos jóvenes y mayores (27,38±6,93 ms para jóvenes y 61,41±18,42 ms para mayores; p<0.001) (Fig. 4).

Tasa de reducción de par y tasa de reducción de MMG (RRT y RRMMG)

Durante la fase de decaimiento después de la retirada de la contracción estimulada, el TRR máximo en jóvenes y mayores fue −110.4 ± 45,56 Nm/s y − 52,72 ± 32,12 Nm/s, respectivamente, lo que muestra una diferencia estadística entre los grupos ( prueba t independiente; p < 0.001). En consecuencia, la RRMMG máxima en sujetos jóvenes (-24,47 ± 10,95 mm/s) fue significativamente mayor que en sujetos mayores (-13,76 ± 6,54 mm/s) (prueba t independiente, p <0,001). Al considerar las señales normalizadas, los resultados fueron similares. El ANOVA de dos vías reveló un efecto significativo de la edad (p<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).

【Para más información:george.deng@wecistanche.com / WhatsApp:8613632399501】