Modulation de direction des synergies musculaires après un AVC

Introduction : La fonction des membres supérieurs après un AVC est altérée et caractérisée par un schéma de mouvement anormal, stéréotypé et non coordonné. Diminution de l'entraînement neuronal dans le système corticospinal endommagé entraînant une diminution du déclenchement des unités motrices agonistes, de la spasticité, une altération de la coordination motrice. Une compréhension plus complète de la façon dont notre cerveau contrôle et régule les mouvements des membres, à travers la moelle épinière, peut améliorer les techniques de rééducation plus avancées.

Le concept actuel de contrôle moteur suggère que le cerveau-cortex module et synchronise l'activation d'un nombre discret d'unités fonctionnelles dans le tronc cérébral et la moelle épinière. Ces unités fonctionnelles neurales, c'est-à-dire les synergies musculaires, lorsqu'elles sont combinées linéairement, facilitent la production de divers mouvements des membres. Ce mécanisme de contrôle peut dans une large mesure expliquer la façon dont le SNC réduit la dimensionnalité du grand nombre de degrés de liberté intégrés dans le SNC à un nombre discret de synergies musculaires. Par conséquent, l'exécution d'un mouvement peut ne nécessiter que de combiner linéairement ces synergies et régule son intensité d'activation dans le domaine temporel.

L'existence d'un tel mécanisme de contrôle a attiré l'attention des cliniciens et des scientifiques sur l'utilisation de ses propriétés pour améliorer la récupération motrice après un AVC. Par conséquent, des études ont émergé pour étudier l'impact des dommages corticaux sur la synchronisation des synergies, et également s'ils modifient la structure interne des synergies. Malgré de nombreuses études dans ce domaine, il n'y a pas de consensus sur l'impact de l'AVC sur ce mécanisme de contrôle et sur l'étendue de la corrélation entre le niveau de déficience et la structure de la synergie. Les objectifs de l'étude sont de comparer la structure de la synergie et la MAP dans les mouvements d'atteinte de la main dans plusieurs directions entre les individus post-AVC et les individus sains, et de corréler entre ces propriétés et les déficiences motrices chez les individus post-AVC.

Méthodes :

Participants : Douze volontaires sains (groupe témoin) et 20 individus post-AVC (groupe d'étude) participeront à l'étude. Les critères d'inclusion pour le groupe d'étude seront les individus, âgés de plus de 20 ans, qui ont subi un accident vasculaire cérébral unilatéral, avec hémiparésie. Les critères d'exclusion de l'essai sont l'aphasie sensorielle, la négligence unilatérale et la présence d'autres maladies neurologiques telles que la maladie de Parkinson ou la maladie d'Alzheimer.

Équipement : Le Hand-reaching Spatial Device (HRSD) est un outil simple et ajustable permettant de standardiser le mouvement de pointage de la main dans 9 directions différentes entre différents participants. Il est composé de deux tiges verticales auxquelles sont fixées trois étagères semi-circulaires. Chaque étagère contient trois broches de pointage mobiles qui peuvent être ajustées à gauche et à droite pour s'adapter à la longueur de bras variable de chaque participant. L'étagère la plus basse était située à 10 cm au-dessus de la table, la moyenne était située à 35 cm au-dessus de la table et la plus haute à 55 cm au-dessus de la table. Pour chaque participant, le HRSD était situé à la distance maximale de portée de la main devant l'épaule testée. Les broches latérales étaient situées à un angle de 45 degrés par rapport à l'articulation de l'épaule des deux côtés. La disposition des cibles sur le HRSD a été conçue pour couvrir la majorité des mouvements d'atteinte de la main.

Des EMG de surface ont été enregistrés (Trigno 8, Delsys, Boston, MA) à partir de 8 muscles de la ceinture scapulaire et du bras : trapèze (TRS) ; fibres deltoïdes antérieures (AD), médiales (MD) et postérieures (PD); et grand pectoral (PECT); sous-épineux (IS); biceps (BI); triceps (TRI). Les électrodes ont été placées conformément aux directives de l'électromyographie de surface pour l'évaluation non invasive des muscles - projet communautaire européen (SENIAM) [34]. Des contractions volontaires maximales (MVC) ont été effectuées avant la collecte de données pour vérifier le placement correct des électrodes et pour la normalisation. Des périodes de repos d'une minute ont suivi chaque MVC pour limiter la possibilité de fatigue. Les signaux EMG ont été filtrés passe-bande (20-450 Hz) et échantillonnés à 2000 Hz.

Protocole : Le MVC a été mesuré par un test musculaire standard [35]. Ensuite, le participant s'est assis devant une table avec son avant-bras reposant dans une position confortable. Le HRSD était situé comme mentionné ci-dessus. Les participants devaient pointer 5 fois vers chaque cible en fonction de l'invite vocale activée par le logiciel EMG toutes les 10 secondes, pour 45 mouvements de pointage. L'ordre de pointage des cibles était constant pour tous les participants.

Analyse des données Prétraitement EMG L'analyse des données a été réalisée à l'aide de Matlab (The MathWorks, Inc.). Les EMG ont été dégradés, suivis du calcul RMS en utilisant une fenêtre de chevauchement de 50 échantillons (25 millisecondes autour de chaque point temporel). Les EMG de base moyens pour chaque essai ont été soustraits des données moyennes pour la séquence des mouvements d'atteinte. Ainsi, les données EMG de chaque essai, un vecteur dont la dimension était de 8 (le nombre de muscles enregistrés), correspondaient à la génération de force active au-delà de toute activité musculaire de base résiduelle. Les données EMG ont été normalisées conformément à la contraction isométrique maximale (MVC) pour chaque muscle.

L'algorithme NMF utilisé à l'origine par Lee et Seung (1999 et 2001), a été appliqué pour identifier les synergies musculaires et leurs poids d'activation. Un schéma EMG enregistré dans les mouvements d'atteinte de la main a été modélisé comme une combinaison linéaire d'un ensemble de N synergies musculaires, chacune spécifiant le niveau relatif d'activation sur 8 muscles, et activées par un coefficient d'activation variant dans le temps :

V^(M×T)≈W^(M×N)∙H^(N×T) (4) Où V est la matrice de l'ensemble de données EMG avec M comme nombre de muscles (8 muscles), T comme nombre d'échantillons de temps, W est la matrice de synergie et H est la matrice de coefficients. W est m×n est une matrice à n synergies, m est le nombre de muscles, et H est la matrice n×t des coefficients d'activation des synergies. Ainsi, chaque colonne de W représente les poids de chaque muscle pour une seule synergie, et chaque ligne de H représente à quel point la synergie correspondante a été activée ou utilisée pour générer de la force. Dans ce modèle, il est possible que chaque muscle appartienne à plus d'une synergie et ainsi l'EMG de n'importe quel muscle peut être attribué à des activations simultanées ou séquentielles de plusieurs synergies musculaires.

Afin de déterminer le nombre optimal de synergies pour l'ensemble du groupe, les données EMG de toutes les cibles ont été concaténées pour chaque participant. Ensuite, les EMG de l'ensemble de l'échantillon ont été concaténés avant d'appliquer le NMF. Le nombre optimal de synergies (d) a été défini comme le nombre de synergies qui capturaient la plus grande part de la variance totale des données, ce qui suggère que les synergies supplémentaires ne capturaient que de petites quantités résiduelles de variation attribuables au bruit. Cette procédure nous a permis d'estimer le nombre optimal de synergies pour l'ensemble de l'échantillon pour exécuter tout mouvement d'atteinte dans l'espace, quelle que soit la direction du mouvement.

L'algorithme NMF exigeait que le nombre de synergies extraites soit spécifié avant l'application de l'algorithme. Par conséquent, pour chaque ensemble de données, le VAF a été calculé en modifiant le nombre de synergies de 1 à 7. Le VAF a été calculé à l'aide de l'équation :

VAF(H)=100%×(1-(|(|V-WH|)|_2^2)/(|(|V|)|_2^2 )) (6) Où V est la matrice originale, et W et H sont les matrices factorisées dérivées.

Généralisation des sens de déplacement

L'objectif à ce stade de l'analyse était d'établir s'il existe un ensemble de synergies en nombre discret qui contrôlent tout mouvement d'atteinte dans l'espace. Par conséquent, il a été étudié comment le mouvement dans certaines directions pouvait expliquer les mouvements dans d'autres directions. Les données EMG pour chaque direction de mouvement ont été regroupées séparément sur les 8 muscles et concaténées pour l'ensemble de l'échantillon. De cette façon, l'ensemble de synergies dérivé devrait tenir compte de la variance entre les différents sujets, mais serait également spécifique à cette seule direction. Le NMF a été appliqué séparément pour chaque direction de mouvement selon l'équation :

V_i≈W_i∙H_i (7) où i est le nombre cible, qui correspond à une direction de mouvement spécifique dans l'espace. Dans cette étape d'analyse, V_i (la matrice EMG) a été donnée en entrée pour chaque cible, i∈[1,9], et les matrices W_i,H_i ont été mises à jour de manière itérative. La procédure d'étude comprenait l'atteinte de 9 directions cibles différentes dans l'espace, ce qui nous a permis d'étudier plus avant s'il existait un seul ensemble de synergies pouvant expliquer les mouvements dans d'autres directions.

Cela a été fait en utilisant une technique de validation croisée entre les matrices V_i et les matrices W_j en appliquant une version modifiée de l'algorithme NMF, suivi du calcul VAF correspondant en changeant le nombre de synergies (d) de seulement 3 à 5, et non de 1 à 7 sur la base des résultats du NMF pour tous les participants et pour toutes les cibles, comme détaillé dans la section des résultats. Dans la version modifiée de l'algorithme, V_i et W_j (la matrice des synergies) ont été donnés en entrée. Seule la matrice des coefficients H_(i,j) de la cible i a été mise à jour et sortie.

Le processus de validation croisée du NMF modifié a été effectué pour chaque combinaison d'une matrice de données V_i (de cible i) et d'une matrice de synergie W_j (de cible j), résultant en des matrices 9x9 H_ji. Pour tout i,j∈[1,9], on factorise V_i tel que W_j H_ji≈V_i.

Le jeu de référence des synergies musculaires a été choisi en calculant le VAF pour chacune des factorisations 9×9 :

VAF(H_ij )=100 % × (1-(|(|V_i-W_j H_ij |)|_2^2)/(|(|V_i |)|_2^2 )) (8) en supposant que des valeurs élevées constantes de VAF (H_ij) pour un V_i spécifique peut indiquer que les synergies obtenues à partir des mouvements dans cette direction peuvent expliquer avec précision les mouvements dans d'autres directions.

Ainsi, pour chaque nombre prédéfini de synergies (d), une matrice 9 × 9 a été reçue dans laquelle chaque cellule représentait la responsabilité d'une synergie donnée (ligne) dans une direction spécifiée (colonne). Chaque ligne de la matrice résultante représentait la "performance" globale de l'ensemble approprié de synergies, et donc la ligne avec le VAF moyen le plus élevé a été choisie pour l'étape suivante de l'analyse.

Modulation directionnelle des synergies musculaires Une fois l'ensemble des synergies (W_j ) choisi, en fixant les coefficients d'activation pour chaque cible (H_ij,quand i∈[9,1]), il a été déterminé quelles synergies sont dominantes pour chacune des directions. Pour chaque nombre de synergies, le coefficient d'activation moyen de chaque synergie pour chaque direction a été calculé. En fixant le nombre de synergies à 4, par exemple, on obtient 9 vecteurs (un pour chaque direction de mouvement) de 4 valeurs, représentant les 4 synergies. Ensuite, l'amplitude moyenne de chacune des synergies dans la direction du mouvement, et entre les mouvements dans différentes directions à travers les synergies, a été mesurée.