経皮的電気神経刺激を使用した神経筋機能の評価

We present a protocol to assess changes in neuromuscular function. Percutaneous electrical nerve stimulation is a non-invasive method that evokes muscular responses. Electrophysiological and mechanical properties of these responses permit the evaluation of neuromuscular function from brain to muscle (supra-spinal, spinal and peripheral levels).

Percutaneous electrical nerve stimulation is a non-invasive method commonly used to evaluate neuromuscular function from brain to muscle (supra-spinal, spinal and peripheral levels). The present protocol describes how this method can be used to stimulate the posterior tibial nerve that activates plantar flexor muscles. Percutaneous electrical nerve stimulation consists of inducing an electrical stimulus to a motor nerve to evoke a muscular response. Direct (M-wave) and/or indirect (H-reflex) electrophysiological responses can be recorded at rest using surface electromyography. Mechanical (twitch torque) responses can be quantified with a force/torque ergometer. M-wave and twitch torque reflect neuromuscular transmission and excitation-contraction coupling, whereas H-reflex provides an index of spinal excitability. EMG activity and mechanical (superimposed twitch) responses can also be recorded during maximal voluntary contractions to evaluate voluntary activation level. Percutaneous nerve stimulation provides an assessment of neuromuscular function in humans, and is highly beneficial especially for studies evaluating neuromuscular plasticity following acute (fatigue) or chronic (training/detraining) exercise.

経皮的電気神経刺激は広く神経筋機能^{1を評価するために使用されます} 。基本的な原理は、筋肉の収縮を誘発する末梢運動神経に電気刺激を誘導することで構成されています。機械（トルク測定）および電気（筋電図活動）応答が同時に記録されます。考え接合部に記録されたトルクは、エルゴメーターを用いて評価されます。表面電極を用いて記録された筋電（EMG）信号は^、2筋の活動を表すことが示されています。この非侵襲的な方法は、痛みを伴う、より簡単に筋肉の録音よりも実装されていません。単極および双極の両方の電極を使用することができます。単極電極構成は、小さな筋肉のために有用である筋活動³の変化に敏感であることが示されています。しかし、バイポーラ電極は、信号対雑音Rの改善に、より有効であることが示されましたatio ⁴最も一般的に記録し、モータユニットの活性を定量化する方法として使用されています。以下で説明する方法は、バイポーラの録音に焦点を当てます。 EMG活動は、神経筋システムの有効性および完全性の指標です。経皮的神経刺激の使用は、神経筋機能に筋肉、脊髄、または超脊髄レベルでの変化、すなわち （ 図1）、さらに洞察を提供しています。

図1：神経筋測定の概要 STIM：神経刺激。 EMG：電。 VAL：自主活性化レベル。 RMS：二乗平均平方根。 Mの_最大：最大M波振幅。

安静時、また、M波と呼ばれる複合筋活動電位は、刺激アーチファクト後に観察された短い待ち時間応答であり、直接ACTIVによって励起筋肉量を表し、筋肉につながる運動軸索のエーション（ 図2、数3）。 M波振幅がその最大値のプラトーに達するまでの強度で増加します。 M _最大と呼ばれるこの応答は、表面筋電図^電極 5の下に記録されたすべてのモータユニットおよび/ ​​または筋線維の活動電位の同期加算を表します。ピーク・ツー・ピーク振幅または波領域の進化は、神経筋伝達⁶の変化を識別するために使用されます。 M波、 すなわちピーク筋トルク/力に関連した機械的応答の変化が原因で、筋肉の興奮性および/ ​​または筋線維⁷内の変化である可能性があります。 M _{の最大振幅値とピーク}の関連付けは、けいれんトルク振幅白金（Pt / M比）、すなわち与えられた電気モータ指令のための機械的な応答、筋肉⁸の電気効率の指標を提供します。

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図2：モーターと神経刺激によって活性化再帰経路混合（モーター/感覚）神経（STIM）の電気刺激は、モータ軸索およびIa求心性発射の両方の脱分極を誘導します。脊髄に向けてのIa求心性神経の脱分極は、順番に、H-反射反応（経路1 + 2 + 3）を連想させるアルファ運​​動ニューロンを活性化します。 M波（経路3）：刺激強度に応じて、モータ軸索の脱分極は、直接筋肉の反応を呼び起こします。最大M波の強度で、逆行性電流は、（3 '）が生成され、反射ボレー（2）に衝突します。この衝突は、部分的または完全に、H-反射反応をキャンセルします。

H-反射は、IA-αの運動ニューロンのシナプス⁹の変化を評価するために使用される電気生理学的応答です。このパラメータは、安静時または自発的収縮の間に評価され得ます。 H-反射は伸張反射の変形を表す（ 図2、NUmber 1-3）。 H-反射はmonosynaptically Iaの求心性経路^10,11によって動員モータユニットを活性化し、末梢および中枢の影響¹²を施すことができます。 H-反射を誘発する方法は、安静時および^13,14等尺性収縮¹⁵中脊髄興奮性を評価するための高被検体内の信頼性を有することが知られています。

随意収縮の間、自発的な神経ドライブの大きさは、EMG信号の振幅を用いて評価することができ、一般的に二乗平均平方根を用いて定量化（RMS）。 RMS _{EMGは、一般的に}随意収縮（ 図1）の間に運動系の興奮のレベルを定量化する手段として使用されます。そのため内および被験者間変動¹⁶の、RMS _EMGは筋特異的最大随意収縮（RMS _EMGmax）中に記録された筋電図を用いて正規化する必要があります。加えて、EMG信号の変化をbことがあるので周辺レベルでの変化に起因する電子は、このようなM波などの周辺パラメータを使用して、正規化は、EMG信号の唯一の中心的要素を評価することが要求されます。これは、M波の最大振幅またはRMS _値MmaxによりRMS _{EMGを分割する}ことによって行うことができます。それを考慮にM波期間¹⁷の可能な変更を要するとして、RMS _値Mmax（ すなわち RMS _EMG / RMS _{値Mmax）を使用して、}正規化は、好ましい方法です。

運動コマンドは、自発的な活性化レベル（VAL）を計算することにより評価することができます。この方法は、最大随意収縮時のM _{の最大強度で}電気刺激を重ね合わせることにより攣縮補間技術^{18を使用しています} 。神経を刺激することによって誘導され、余分なトルクは、弛緩した筋肉増強^19に同一の神経刺激によって生成された制御攣縮と比較されます。最大VAL、元の単収縮interpoを評価するために、マートン¹⁸によって説明レーション技術は、随意収縮の上に補間され、単一の刺激を必要とします。誘発トルク増分は、単一の刺激応答²⁰に比べて、より大きな、より容易に検出され、より少ない変数であるため、最近では、対になった刺激の使用は、より一般的になってきています。 VALは、最大限の作業の筋肉^21を活性化するために、中枢神経系の能力の指標を提供します。現在、VALは単収縮補間技術を使用すると、筋肉の活性化²²のレベルを評価する最も貴重な方法で評価しました。また、エルゴメーターを用いて評価し、ピークトルクは、研究と臨床現場での使用の²³の適用最も適切研究強度試験パラメータがあります。

電気神経刺激は、筋群（例えば、肘屈筋、手首の屈筋、膝伸展、足底屈筋）の様々な使用することができます。しかし、神経のアクセシビリティが作りますいくつかの筋肉群で難しい技術。足底屈筋、特に下腿三頭筋（ヒラメ筋とgastrocnemiusの複数形）の筋肉は、しばしば文献²⁴において検討されています。実際、これらの筋肉は、彼らの特定の関心を正当化する、移動に関与しています。刺激部位及び記録電極間の距離は、下腿三頭筋の異なる誘発波の同定を可能にします。膝窩で脛骨神経と多数のスピンドルの表面的な部分は、簡単に他の筋肉²⁴に比べて反射応答を記録することを可能にします。これらの理由から、現在提示反射方法は、筋（ヒラメ筋と腓腹筋）の下腿三頭筋のグループに焦点を当てています。このプロトコルの目的は、下腿三頭筋における神経筋機能を調査するために経皮的神経刺激法を記述することです。

概説実験手順は、制度倫理的承認を受け、ヘルシンキ宣言に従っています。データは、手順を知っていたし、彼の書面によるインフォームドコンセントを与えた代表参加者から収集しました。

1.機器の準備

1. シェービングにより、電極の位置で皮膚をきれいにし、低インピーダンス（<5kΩの）を得るためにアルコールで汚れを除去。
2. ヒラメ筋のための内果に大腿骨の内側condylis間のラインの2/3で（直径10mmの記録）は、2つのAgCl表面電極を配置します。内側腓腹筋のための筋肉の最も顕著な膨らみに。腓骨頭と横腓腹筋のためのかかとの間の線に沿った距離の1/3で、そして、腓骨の先端と前脛骨筋のための内果の先端間の線に沿った距離の1/3で、interelectroとデ距離（中心）2センチ、SENIAM勧告³⁰に従って。
   注：ヒラメ筋電極は、彼らが（クロストーク）gastrocnemiusの複数形の筋肉の頭から活動を記録していないことを確実にするためにgastrocnemiusの複数形筋の遠位挿入の下に配置する必要があります。
3. （刺激と記録部位間の）同じ足の中心位置に基準電極を配置します。
4. ヒラメとgastrocnemiusの複数形の筋肉が引き伸ばされていないと、H-反射が^{11,12を変更し}ないように、90°（0°=フル底屈）の足首の角度を得るために、高さと椅子の深さを調整します。
   1. 原因gastrocnemiusの複数形の筋肉の二関節性質のために（0°=フル膝伸展）90°の膝角度を設定します。しかし、足底屈筋の最大随意トルクを実行するために最適な足首の角度が70〜80°（0°=フル底屈^）26です。このように、足首の角度がパラに依存します関心のメーター（機械的な録音対電気生理学）。
      注：関係なく、選択された初期角度の、それは、神経筋の興奮性の^{11,12,27,28を標準化するために} 、実験を通じて一定でなければなりません。
   2. モータープール²⁹の興奮に一定皮質前庭影響を維持するために、試験中に被験者の姿勢を監視する場合は特に注意してください。
5. しっかりエルゴメータ²⁵の回転軸と整列ジョイント（外くるぶし）の解剖学的軸に、エルゴメータに足首ストラップ。
   1. 足底屈筋トルクを記録するエルゴメーターに接続されている踏み板に被写体及ぼし圧を有します。トルクの小さな変化を検出することができるように、実験を通して足不動にしてください。
6. 注記：特定の状況下で、ヒールはフォースプレートから少し持ち上げも足と足首が確保されていない場合、どのかもしれルプレートに対するトルクの伝達が不完全に広告。 図3は、実験の説明を提示しています。

図3：実験のセットアップクラシック実験は電（EMG）とトルクの信号を記録します。

6. ケーブルでアンプに電極を接続します。
7. 2-5 kHzにトルクとEMG測定のためのサンプリングレートを設定します。アナログ - デジタル（AD）変換方式を使用して、EMG信号を記録します。信号は、瞬時に、いくつかのパラメータ（例えば、最大値、ピーク・ツー・ピーク振幅、持続時間）の値を与えるデータ収集システムを用いてモニタに表示されます。 EMG信号のスペクトルは5 Hzから2 kHzの周波数の間の範囲とすることができるが、主に10 Hzから1 kHzの³¹の間に含まれています。従って、サンプリング周波数は、信号形状DURを維持するのに十分に高くなければなりませんEMG記録をる。 10 Hzから1 kHzの^8,21,32の間の帯域幅の周波数を使用して、筋電信号（ゲイン= 500から100）を増幅し、フィルタリングします。
8. 膝蓋腱の上に電気刺激のための陽極を配置します。
9. 膝窩に手持ちカソードボール電極を使用して、特定の強度に最適なヒラメH反射を得るために、後脛骨神経の最高の刺激部位を決定します。 H反射の最大値に達するまで、陰極ボール電極を有するいくつかの刺激部位を試験します。
   1. 録音前脛骨筋活動は総腓骨神経がアンタゴニストIaが^12を求心性神経からの影響を回避するために活性化されていないことを確認します。神経繊維、特に求心性線維¹⁰の最適な活性化を提供するために、1ミリ秒のパルス幅を設定します。
10. 一定の刺激条件を確保するために、刺激部位の位置で自己接着性のAgCl陰極を配置し（例えば圧力、オリエントエーション）。
    注：これらのパラメータ（被写体位置、電極の位置と刺激部位）のすべては、異なる電気生理学的測定を評価するために変更されません。唯一の刺激の強さと状態（収縮対残り）が異なります。

安静時の2試験手順

1. リラックスしたままにすると、安静時の彼/彼女の筋肉を維持するために、被験者に指示します。
2. 最大のヒラメ筋H-反射振幅（;：20〜50ミリアンペア通常の範囲H _max）を得るために、刺激強度を調整します。ヒラメ筋のM波は_{、H、最大}強度で観察することができます。
   注：（例えば、疲労プロトコル前後）を繰り返し測定のために、Hの_最大応答を得るための最適な強度は、セッションの間に変化し得ます。 Hの_最大振幅の過小評価につながる可能性が一定の強度を保つように、実験者は、定期的にH _maxを再評価することをお勧めします強度^33。
3. 活性化後のうつ病^{34を避けるために} 3秒の最小間隔でこの強度で3ヒラメH-反射応答の最小値を記録します。
   注意：いくつかの応答を記録することにより、H-反射の特定の感度に、より適しているが急速に回復の影響を回避しようとすると、単一の刺激は、たとえば、いくつかの状況下では十分で（例えば疲労プロトコル中）。
4. 最大のヒラメ筋のM波振幅（;：40〜100ミリアンペア通常の範囲M _max）を得るために、刺激強度を増加させます。通常、2刺激^12,35の間に8〜10秒の間隔で2-4 mAで刺激強度の増加を設定します。 M _maxが得られた場合に所望の強度が達成され、そして全くH-反射応答は観察されないことができます。
5. M-波がその最大値のプラトーに達したことを確認するために、M _の最大刺激強度の120から150パーセントに、最終的な強さを設定します。このintensiTYは、以下の手順で超最大強度と呼ばれています。
6. セッションを通じてヒラメM波記録のための一定の刺激強度を保ちます。
7. レコード3ヒラメM-波と、この強度で3関連する筋トルク。

随意収縮時には3試験手順

1. ウォームアップとして、収縮のそれぞれの間の数秒の残りの部分と、足底屈筋の10短いと非疲労準最大の収縮を実行するために、被験者に依頼してください。ウォームアップの終了時に、任意の疲れ効果^11を避けるために、最小1分の休憩を取ります。
2. 連続記録下腿三​​頭筋活動。ヒラメとgastrocnemiusの複数形の筋肉を記録すると、単一の刺激部位²⁴に異なる筋肉類型の挙動の分析を可能にします。
3. 足底屈筋群の等尺性最大随意収縮（MVC）を実行する対象を指示します。対象はpossiな限りハードにプッシュする必要があります彼の足底屈筋を収縮させることによりエルゴメータに対してBLE。努力の間に、被験者に視覚的なフィードバックを与えて、標準化された言葉による励まし^19。プラトーが観察されたときにMVCに到達します。
4. 筋肉が収縮（増強ダブレット）は自発的活性化レベルを評価するために直後に完全に緩和されたときに、MVC（重畳ダブレット）、および他の対になった刺激の台地の間に超最大強度で対になった刺激（100 Hzの周波数）を提供します。特定のデバイス（例えばDigitimer D185マルチ刺激）を介して、または単一パルス刺激に関連した刺激プログラムを介して、このペアの刺激を提供します。
5. 各試行¹¹の間に少なくとも1分間の残りの部分と足底屈筋の第二のMVCを実行する対象を指示します。二審からのピークトルクは、最初の5％以内でない場合は、追加の試験は^36を実行する必要があります。によって達成最大トルク被験者は、MVCトルクとします。

4.データ解析

1. 安静時のデータ解析
   1. 残り（H波またはM波）で単収縮に関連したEMG応答を含む時間ウィンドウを選択します。
   2. ピーク・ツー・ピーク振幅、ピーク・ツー・ピークの時間を測定する、および/ ​​または波の面積（ 図4A）。振幅が直接ソフトウェアによって提供されていない場合は、最大値と最小値を減算します。
      1. 期間については、時間枠の最大ピークから開始して、最小限のピークに終了を測定します。地域のために、EMG信号の積分波形の先頭から開始し、波の最後に終了を計算します。
         注：ピーク・ツー・ピーク振幅が反映させることができる：1）神経筋伝達、2）運動単位活動電位の振幅および/ ​​または³⁷の潜在的な運動単位アクションの3）時間的分散。 M波の持続時間は、神経筋の伝播^{37を反映しています。}
      2. 複数の臨床試験では、波の平均値を計算します。平均直接いくつかの臨床試験（少なくとも3）からこの値を計算するためのソフトウェア、使用の表計算ソフト（表計算プログラムで例えば式機能）によって提供することができない場合。
      3. 安静時筋を選択します。
      4. 安静時筋（ 図4B）に関連したピークトルクを測定します。
      5. 複数の臨床試験では、安静時の痙攣の平均ピークトルクを計算します。平均直接いくつかの臨床試験（少なくとも3）からこの値を計算するためのソフトウェア、使用の表計算ソフト（表計算プログラムで例えば式機能）によって提供することができない場合。
      6. 他の所望のパラメータ（収縮時間またはハーフ緩和時間）のためのポイント4.1.2に記載され、これらの手順を繰り返します。単収縮パラメータの分析は、興奮収縮カップリング効率¹⁷として指示を提供します。特に、契約イオン時間は、選択された筋肉群³⁸に依存することができます収縮動態⁸のインデックスを提供します。
      7. 電気機械の効率を定量化するために、ピークトルクと表計算ソフト（Excelなど ）を使用して、M波の和との比を計算する（Pが_T / M）。脛骨神経刺激によって誘発される機械的な応答は、下腿三頭筋全体として、ヒラメとgastrocnemiusの複数形、M波の振幅が加算されなければならない³⁹の活性化に対応しています。

   
   図4：電気的、機械的応答の説明典型的なM波のピーク・ツー・ピーク振幅の（A）測定（MV）、待ち時間（ミリ秒）と面積（mV.ms）。ピーク単収縮トルク（NM）の（B）の測定、収縮時間（ミリ秒）と単収縮の半緩和時間（ミリ秒）。 この図の拡大版をご覧になるにはこちらをクリックしてください。

   2. 収縮におけるデータ解析
      1. ピークトルク含むが刺激アーチファクトとEMGの沈黙期間の終了までの時間を除いて、MVCトルクの高原中ヒラメ筋活動の500ミリ秒の時間ウィンドウを選択します。サイレント期間は刺激後の継続的な自主的な筋活動の抑制に対応しています。
      2. ルートは、直接ソフトウェアで提供されていない平方（RMS）を意味する場合は、以下の式^{40を使用して、EMG}活動を定量化するために、RMS計算_：EMGのRMS
         
      3. 波の持続時間にわたって、安静時のM _最大のRMSを測定または計算します。
      4. 表計算ソフトを使用して、RMS _EMG / RMS _Mmaxの比を計算します。_EMG値とRMS _{値がMmaxを}同じ筋肉から選択されなければならないRMS。
      5. 二重刺激（ 図5）によって誘発される重畳トルクを除くMVCの最大値に、安静時のトルクのベースラインからのMVCの最大ピークトルクを測定します。
      6. 誘発反応（ 図5）のピークに刺激の開始時に自主的なトルク値から、MVCの間に二重の刺激によって誘発される重畳トルクを測定します。
      7. 増強ダブレットを選択します。
      8. 増強ダブレットに関連したピークトルクを測定します。
      9. 以下の式^{40を使用して、}自発的な活性化レベル（VAL）を計算します。
         

   
   図5：重畳の測定と機械的信号にダブレットを増強した。重畳ピークトルク（PTS）を記録するには、刺激のダブレットは、等尺性最大随意収縮（MVC）の台地の間に誘発されます。増強ピークトルク（白金_P）を記録するには、刺激のダブレットは、MVCのオフセット後に静止状態で誘発されます。

増加する刺激強度は、HおよびM波との間の応答の振幅の異なる進化をもたらします。 M波は次第に最大強度でプラトーに達するまで増加させながら残りで、H-反射が（進化のためのM波および図6のグラフ表示については、図4を参照して 、EMG信号から全く存在される前に最大値に達しますM-波と強度のH-反射）の。ヒラメ筋は、刺激開始とM波の間の待ち時間は約10ミリ秒（ 図4A）とH波のため、一般的に25〜40ミリ秒です。しかし、待ち時間は、筋肉群と被験者の手足の長さや全体の高さとの間の刺激部位と筋肉の間の距離に起因して変化するであろう。 M-最大強度で刺激すると、最大ピーク攣縮トルクも（ 図4B）が観察されます。 M波、H-反射ピーク単収縮トルクは、に応じて変化します条件。例えば、これらのパラメータは、自発的な収縮の間増加し、疲労¹⁷の存在下で低下する傾向があります。

図6：一般的な採用曲線安静時の反射応答（H-反射、白ラウンド）の振幅と増加刺激強度との直接的な筋肉応答（M波、黒丸）。下のパネルは、（AからBへ）4次第に増加強度で典型的な痕跡を提示します。 （A）強度が弱い、唯一のH-反射反応を喚起。 （B）最大のH波振幅（H _max）を提供する強度。 H _maxの 、逆行性と反射ボレーとの衝突を超えた強度で（C）は、Hの応答振幅の減少を誘導します。 （D）Mの_最大強度で、H-反射は完全にキャンセルされ、M波がプラトーに達します。ジル/ ftp_upload / 52974 / 52974fig6highres.jpg「ターゲット= "_空白">この図の拡大版をご覧になるにはこちらをクリックしてください。

最大VALは、MVC中に評価される。 図5は 、MVCの間に電気刺激により誘発される重畳トルクを示しています。刺激によって誘発される効果は、このように不完全な運動単位および/ ​​またはモータユニットの最大下放電周波数の募集、および自発的活性化の赤字を（ 図5の中央の刺激の効果を参照のこと）が反映されます。以前のパラメータとして、最大VALは、条件（収縮例えばレベル、疲労^）21に依存して変化します。

これらの異なる技術は、以前に検証されています。実際、最近の研究では、M波と関連するピークの単収縮トルク^22、14、H-反射し、最大VAL ⁴¹のための良好な信頼性を実証しました。

経皮的神経刺激は、健康なヒトにおける神経運動機能の基本的な制御を理解するだけでなく、疲労や訓練^{17を介して} 、急性または慢性の適応を分析できるようにするだけでなく、神経筋システムの多数の特性の定量化を可能にします。これは、特に測定値が急速に回復⁴²の影響を回避するために、運動終了後できるだけ早く実行する必要があり疲労プロトコルのために非常に有益です。

多くの研究は、下腿三頭筋に^24を集中しているが、経皮的神経刺激は、他の下肢（例えば前脛骨筋^43,44、大腿四頭筋^45,46）と上肢の筋肉（例えば上腕二頭筋³²に適用することができ、屈筋カルピは⁴⁷橈側、指の筋肉^48）。しかし、神経刺激は、いくつかのmusclのための潜在的な方法論の限界を提示エス。例えば、上腕二頭筋からH-反射を得ることは、残り⁴⁹で得ることが困難であることができます。また、腕神経叢を介して筋皮神経を刺激すると、自発的な活性化レベルの誤評価を誘導する、両方のアゴニストおよびアンタゴニストの筋肉³²の収縮につながります。近くの筋活動を記録する実験者のみ対象の筋肉が活性化されることを確実にするために、または少なくともこれらの近くの筋肉の活性化を制限することができます。これらの制限を克服するために、何人かの著者は、より大きな電極と筋腹の上に刺激をM波と痙攣^{32,50を喚起}するための信頼性の高い方法であり得ることを示唆しています。しかし、筋肉内の軸索末端枝の空間的な組織は、筋肉の間で異なることがあります。したがって、モータユニットの活性化は、神経及び筋肉刺激⁵¹の間で変化するであろう。神経刺激は、募集のためドゥリンのに対し、サイズの原理に基づいてモータユニットを作動させますグラム直接筋肉刺激は、刺激電極⁵⁰の下の筋線維の空間的組織化の際に、より依存しています。

H-反射の単シナプス性の側面は、神経刺激による脊髄興奮の信頼性の評価を可能にします。しかし、IA-α運動ニューロンのシナプスは、被験者の注意^52、視覚的な環境^53、頭の動き⁵⁴または^55を食いしばりでも顎のような多数の皮質の影響を受けることができることに注意しなければなりません。周辺の要因はまた、筋肉のストレッチ^56からの求心性フィードバックとして、応答振幅に影響を与えることができます。被写体の姿勢が慎重に皮質脊髄の影響^{29を最小化するために}実験中、実験セッションを通してのために制御されることもあります。また、習熟セッションは、特に初心者の被験者⁵⁷のため、学期間のばらつきを減らすことができます。

これらのほかにphysiologiCalの懸念、刺激特性（例えば強度、位置）が広く、結果に影響を与えることができます。 Mの_最大応答は、最大強度の近くにプラトーに達したが、H _maxは 、特定の強度を得られます。このように、H _maxを得るために、刺激の強度は、条件の変動に対してより敏感です。反射応答が採用曲線⁵⁸の上昇部分にあるときに、異なる条件（例えば、新鮮なまたは疲労筋肉）の下で良好な信頼性を確保するために、刺激強度は、以下のH _最大強度に設定するか、またはする必要があります。実際、H-反射振幅が原因で反射し、逆行性ボレー（ 図2、数3 '及び数2）との衝突にHの_最大強度以上の強度のために変更することができます。また、H-反射振幅がM _{最大応答（H} / Mの_最大比 ）に正規化することをお勧めします。この方法は信頼性のある整数を可能にすることが示されていますER-および個人内の比較^59。

VAL技術は、コマンド⁴⁰と中央の疲労^19,60を下降評価するための信頼性の高い技術であることが示されているが、モータコマンドの性質を推定するという点で、この方法は、いくつかの制限を示します。 ^{63 -}確かに、いくつかの著者は、VALは最大筋活動^61を過大評価することが示唆されました。これは、90％を超える収縮MVC ⁶²の間に活性化レベルの変化を検出するのに十分な感度ではないかもしれません。また、VALを評価するための対になった刺激の使用は、被験者⁶⁴のための不快感を高めることができます。最大随意活性化の評価にもかかわらず、この方法は、皮質脊髄興奮性に関する情報を提供していません。 ^{67 -}経頭蓋磁気刺激は、このレベル⁶⁵での変化を評価するために使用することができます。

RMS _EMG / RMSの使用_{の自主的な活性化を評価するためのMmaxの比率が大きく、応答の変動に起因する単収縮補間技術よりも感度が低いです。攣縮補間技術は、筋肉の活性化⁶⁸の有意な減少を強調し、一方実際、RMS EMG / M の最大比は一定に保つことができます。ただし、RMS EMG / RMS Mmaxの比は実験者が同一の筋群（ 例えば 、ヒラメ筋、内側腓腹筋と上腕三頭筋のsuraeする横腓腹筋^）17の異なる個々の筋肉の活性化を評価することができます。}

特に注意が誤解を避けるために、異なる研究間の比較を可能にするために、経皮的神経刺激に関する刺激プロトコルとデータ解析で撮影する必要があります。多くの著者は、以前に記録し、経皮的電気刺激^20,29,34,59からのデータを分析するための方法論的提言を確立しています。^{71 -}具体的には、足底屈筋は困難な筋肉群は、最大限^69を収縮させるように見えます。練習は、特に障害のある神経筋機能を持つ集団の参加者は、事前の実験的試験^72,73に自主的な活性化の高いレベルが可能であることを保証するために必要とされます。したがって、このような自発的な活性化などMVC依存措置は、おそらく練習やアイソメトリックMVC試行の数が不足ではなく、神経筋機能の障害や制限の欠如を反映して、誤った値を表します。習熟セッション前、経皮的神経刺激および/または最大の努力を使用して、全ての試験に実行する必要があります。

経皮的電気神経刺激は、急性（疲労）または慢性（トレーニング/下車）演習以下神経筋可塑性を評価するために使用することができます。例えば、ハンセン病患者ら ^74は、CENの減少を観察しましたクトルの活性化（自主的な活性化レベル）と長時間のサイクリング運動後大腿四頭筋の筋肉パラメータ（ピーク痙攣、M波）。慢性的な運動に続いて、デュシャトーとエノー^75は、骨格筋は、研修プログラムの種類に異なって適応することを示唆し、ピーク筋トルク特性にアイソメトリックとダイナミックなトレーニングの異なる効果を観察しました。電気神経刺激はまた、このような姿勢²⁷または同時メンタルタスク²¹などの諸条件、中の神経筋システムのオンライン適応性を評価することは有用です。この方法は、基礎研究においても、臨床領域⁷⁶だけでなく使用することができます。実際、電気的神経刺激は、脳卒中⁷⁸またはパーキンソン病のような高齢者^{77 79}の異なる疾患において中心的なドライブを調査するために使用されてきました。神経筋の可塑性は、治療/ retra中に病的な集団で評価することができますining ^{プログラム} 80。

The authors have nothing to disclose.

The authors have no acknowledgements.