Versuchsaufbau

Dreißig gesunde Erwachsene (5 Frauen) nahmen an der vorliegenden Studie teil, nachdem sie dies schriftlich mitgeteilt hatten Zustimmung zum experimentellen Verfahren, das von der örtlichen Ethikkommission (Ethikkomission, Ethikausschuss 2 am Campus Virchow-Klinikum, Charitéplatz 1, 10 117 Berlin; Referenznummer EA2 / 076/15) und gemäß den einschlägigen Richtlinien und Vorschriften genehmigt wurde. Die Teilnehmer waren regelmäßig körperlich aktiv und berichteten in den letzten sechs Monaten über keine neuromuskulären oder skelettalen Beeinträchtigungen in der Anamnese. Die Teilnehmer wurden gleichmäßig auf zwei Gruppen verteilt (d. H. N = 15). In der ersten Gruppe (Alter: 27,3 ± 4,1 Jahre, Größe: 179,2 ± 6,5 cm, Masse: 75,0 ± 8,2 kg) wurde die individuelle Kraft-Faszikellängen-Beziehung des VL-Muskels experimentell mittels maximaler isometrischer freiwilliger Knieextensionen bewertet Kontraktionen (MVC) des rechten Beins bei verschiedenen Kniegelenkwinkeln auf einem Dynamometer in Kombination mit Ultraschallbildgebung der VL-Faszikel. Die auf die Patellasehne ausgeübte Kraft wurde aus dem Kniegelenkmoment und dem Sehnenhebelarm berechnet, die durch Magnetresonanztomographie (MRT) bestimmt wurden. An einem zweiten Tag wurden die VL-Faszikellänge und die Gelenkkinematik desselben Beins beim Gehen (1,5 m / s) und Laufen (3,0 m / s) auf einem Laufband mittels Ultraschall bzw. Bewegungsanalyse synchron gemessen. Die Geh- und Laufreihenfolge wurde zwischen den Teilnehmern randomisiert und eine zweiminütige Aufwärm- und Einarbeitungsphase für jede Geschwindigkeit ging den zehnminütigen Versuchen voraus. Die Messungen wurden an einem folgenden Tag für eine Zuverlässigkeitsanalyse wiederholt. Die Teilnehmer der zweiten Gruppe (Alter: 29,3 ± 6,7 Jahre, Größe: 176,9 ± 8,0 cm, Masse: 71,0 ± 12,0 kg) führten das gleiche Geh- und Laufprotokoll auf dem Laufband durch, während der rechte VL-Muskel elektromyographisch (EMG) aktiv war wurde gefangen. Die VL-Aktivitätsdaten wurden dann mit den Kinematik- und Faszikellängendaten der ersten Gruppe kombiniert.

Bewertung der intrinsischen Muskeleigenschaften

Die Teilnehmer saßen auf einem Dynamometer (Biodex Medical, Syst 3, Inc., Shirley, NY), befestigt mit einem Beckenriemen um die Taille, während die Arme über der Brust gekreuzt gehalten wurden. Der Hüftgelenkwinkel wurde auf 85 ° (0 ° = Rückenlage) eingestellt, um den Beitrag des bi-artikulären m zu verringern. Rectus femoris zum Moment der Kniestreckung23. Nach einem standardisierten Aufwärmen wurden acht MVCs des rechten Beins einschließlich eines Plateaus von etwa 2 s in einem Bereich von 20 ° bis 90 ° Kniegelenkwinkel (0 ° = Knie gestreckt) in Intervallen von 10 ° in zufälliger Reihenfolge durchgeführt. Da die auf den Dynamometerdaten im Ruhezustand basierenden Winkel aufgrund von Weichteilverformungen und Dynamometer-Compliance24 nicht repräsentativ für die Kniewinkel während Kontraktionen sind, wurde die Beinkinematik anhand von sechs reflektierenden Markern (vordere Beckenwirbelsäule, Trochanter major, lateral und medial) aufgezeichnet Femurepicondylus und Malleoli) unter Verwendung eines Vicon Motion Capture-Systems (Version 1.7.1., Vicon Motion Systems, Oxford, UK), das acht Kameras (6x F20, 2x T20) mit 250 Hz integriert. Die Markertrajektorien wurden unter Verwendung eines Butterworth-Tiefpassfilters zweiter Ordnung mit einer Grenzfrequenz von 6 Hz16 geglättet.

Die resultierenden Momente am Kniegelenk wurden mittels inverser Dynamik gemäß der angegebenen Methodik berechnet von Arampatzis et al.24, um (a) den Effekt der Fehlausrichtung zwischen Kniegelenkachse und Dynamometerachse und (b) den Effekt der Gravitationskräfte zu berücksichtigen. Dementsprechend wurden gelenkwinkelspezifische Momente aufgrund der Schwerkraft während einer passiven Kniegelenkrotation (5 ° / s) bestimmt, die vom Dynamometer angetrieben wurde, während die Teilnehmer vollständig entspannt waren. Darüber hinaus wurde der Beitrag des von den Oberschenkelmuskeln erzeugten antagonistischen Moments berücksichtigt, indem eine Beziehung zwischen der EMG-Amplitude und dem ausgeübten Moment der Oberschenkel während der Arbeit als Agonist hergestellt wurde25. Die EMG-Aktivität des Muskelbizeps femoris und das entsprechende von den Kniesehnen erzeugte Moment wurden in entspanntem Zustand und während zweier zusätzlicher submaximaler isometrischer Kniebeugungskontraktionen unterschiedlicher Intensität gemäß der von Mademli et al.26 berichteten Methodik gemessen. Die EMG-Aktivität wurde synchron mit den kinematischen Daten unter Verwendung eines drahtlosen EMG-Systems (Myon m320RX, Myon AG, Baar, Schweiz) bei einer Erfassungsfrequenz von 1000 Hz gemessen.

Die Kraft, die während der auf die Patellasehne ausgeübt wurde MVCs wurden als Quotient aus dem Kniegelenkmoment und dem Sehnenhebelarm berechnet. Für das vollständig gestreckte Knie wurde der Hebelarm in einem dreidimensionalen Koordinatensystem als senkrechter Abstand der Wirkungslinie der Sehne zur Rotationsachse des Knies gemessen, basierend auf der MRT.Die Wirkungslinie der Patellasehne wurde als die Linie der besten linearen Anpassung durch die geometrischen Zentren der Sehnenquerschnittsflächen definiert, die aus der Segmentierung von Querbildern rekonstruiert wurden (G-Scan, 0,25 T, 3D HYCE (GR) ) Sequenz, Esaote, Genua, Italien) zwischen dem Schwanzpol des Patellaknochens und der anfänglichen Insertion an der Tibiatuberosität. Die entsprechende Rotationsachse des Kniegelenks wurde durch Segmentieren der lateralen und medialen femoralen Epikondylen in den sagittalen Magnetresonanztomographien und Verbinden der Zentren der jeweils am besten passenden Kreise nach Churchill et al.27 bestimmt. Der Sehnenmomentarm als Funktion des Kniegelenkwinkels wurde berechnet, indem Änderungen des Momentarms in Bezug auf den Gelenkwinkel auf der Grundlage der von Herzog und Read28 bereitgestellten Daten verarbeitet wurden.

Während der MVCs waren die VL-Faszikel aufgenommen durch B-Mode-Sonographie (My Lab60, Esaote, Genua, Italien). Eine 10-cm-Lineararray-Sonde, die bei 43 Hz arbeitet (LA923, 10 MHz, Tiefe 7,4 cm, Brennpunkt 1,8, kein Bildfilter), wurde an der Haut oberhalb des VL-Muskelbauches (~ 50% der Femurlänge) angebracht und in Bezug darauf eingestellt zu paralleler oberflächlicher und tieferer Aponeurose und Klarheit des ausgerichteten hyperechoischen perimysialen intramuskulären Bindegewebes, das für die Muskelfaszikelstrukturen indikativ ist und durch elastische Bänder fixiert wird. Das Ultraschallgerät und das Bewegungserfassungssystem wurden durch ein manuell freigegebenes 5-V-Triggersignal synchronisiert. Die Faszikellänge wurde aus den Ultraschallvideos mit einem selbst entwickelten halbautomatischen Tracking-Algorithmus29 in Matlab (Version R2012a, The Mathworks, Natick, USA) bestimmt. Kurz gesagt umfasste das Verfahren eine Annäherung der tieferen und oberflächlichen Aponeurose durch eine beste lineare Anpassung durch drei manuell platzierte und Frame für Frame angepasste Markierungen auf der jeweiligen inneren Bindegewebsschicht (1). Anschließend identifizierte ein halbautomatischer Algorithmus, der auf der bwtraceboundary-Funktion der Matlab Image Processing-Toolbox basiert, automatisch die Form und Ausrichtung der Bildhelligkeitsmerkmale zwischen beiden Aponeurosen in jedem Frame, die auf die mit ausgerichteten hyperechoischen perimysialen Bindegewebeteile (Snippets) hinweisen die Muskelfaszikel (Abb. 1). Erkannte Snippets wurden als gültig angesehen. Die folgenden Anforderungen wurden erfüllt: minimale Länge von 23 Pixeln (d. H. 0,4 cm vom unteren linken zum oberen rechten Punkt eines Snippets); Flächen-Längen-Verhältnis von 8,5 (identifiziert weiße Flächen mit einer langen und schmalen Form, die dann in Linien umgewandelt wurden); Winkel zwischen Schnipsel und oberer Aponeurose zwischen 6 ° und 35 °; 80% der Pixel auf einer Linie zwischen Start- und Endpunkt eines Snippets mussten weiß sein. Jeder Rahmen wurde anschließend visuell kontrolliert, um eine angemessene Platzierung der Merkmale zu gewährleisten, und bei Bedarf manuell korrigiert (z. B. wurden nicht perimysiale Bindegewebeabschnitte entfernt). Ein linearer Referenzfaszikel wurde als Durchschnitt der einzelnen identifizierten Merkmale berechnet und zur Bestimmung der Faszikellänge verwendet (1). Darüber hinaus wurde die Faszikellänge über zehn Frames vom Plateau jeder MVC gemittelt. Auf der Grundlage der auf die Patellasehne ausgeübten maximalen Kraft und der entsprechenden VL-Faszikellänge wurde für jeden Teilnehmer eine individuelle Kraft-Faszikellängen-Beziehung basierend auf einer Polynomanpassung zweiter Ordnung berechnet (Abb. 2), um den maximalen Muskel zu bestimmen Kraft, die auf die Sehne (F max) und das L o zur Krafterzeugung ausgeübt wird. VL-muskelspezifische Konstanten von a rel = 0,34 und b rel = 4,03 s – 1 22 wurden verwendet, um die maximale Faszikelverkürzungsgeschwindigkeit V max = 11,85 L 0 s – 1 zu bestimmen. Die Kraft-Geschwindigkeits-Beziehung der VL-Faszikel wurde dann gemäß der klassischen Hill-Gleichung 2 beschrieben.

Ultraschallbasierte Bestimmung der Muskelfaszikellänge des Musculus vastus lateralis. (a) Der Ultraschallwandler wurde vorsichtig mittels eines kundenspezifischen elastischen Neoprenabdrucks am Muskelbauch befestigt. (b) Ein halbautomatisches Frame-für-Frame-Tracking-Verfahren wurde verwendet, um sichtbare Merkmale mehrerer Faszikel (F) zu identifizieren, die sich zwischen der manuell verfolgten oberen (uA) und tieferen (dA) Aponeurose befinden. Ein repräsentativer Referenzfaszikel (rF) wurde dann auf der Basis der identifizierten Faszikelteile berechnet, um die Faszikellänge als den euklidischen Abstand zwischen den Insertionspunkten mit den beiden Aponeurosen zu bewerten.

Beispielhafte Beziehung zwischen Kraft und Faszikellänge des Musculus vastus lateralis. Die Kraft-Faszikellängen-Beziehung wurde experimentell mittels maximaler freiwilliger isometrischer Knieextensionen (Quadrate) und einer entsprechenden Polynomanpassung zweiter Ordnung (gestrichelte Linie) bestimmt.

Beurteilung der Gelenkkinematik und der Muskelfaszikellänge beim Gehen und Laufen

Während 10-minütiger Geh- und Laufversuche auf dem Laufband (Daum electronic, ergo_run Premium8, Fürth, Deutschland) wurden kinematische Daten des rechten Beins vom Vicon Motion Capture-System (5x Vicon MX T20, 5x Vicon MX-T20-S) aufgezeichnet , 250 Hz) unter Verwendung anatomisch referenzierter Marker, die auf dem Trochanter major, dem lateralen Femurepicondylus, dem lateralen Malleolus, dem Kopf des zweiten Metatarsalis und der Tuberositas calcanei platziert sind. Das Aufsetzen des Fußes während des Gehens und Laufens wurde aus den kinematischen Daten als Zeitpunkt der minimalen vertikalen Position des Fersenmarkers 30,31, des Absprungs während des Gehens als Umkehrung der Horizontalgeschwindigkeit des Metatarsalis-Markers 30,32 und während des Laufens als der bestimmt Minimum im Kniegelenkwinkel, dh am meisten gestreckte Knieposition31.

Während der jeweiligen 10 Minuten Gehen und Laufen wurde alle zwei Minuten eine Ultraschallaufzeichnung von 10 s synchron mit den kinematischen Daten aufgenommen. Während die Daten eines Versuchs verwendet wurden, um das Verhalten der VL-Faszikel zwischen den Gängen zu vergleichen, wurden alle fünf Versuche für die Zuverlässigkeitsanalyse verwendet (siehe unten). Die Ultraschallbilder wurden mit einer Einfangfrequenz von 43 Hz unter Verwendung eines 10 cm-Lineararray-Wandlers aufgenommen, der in einem speziell angefertigten flexiblen, rutschfesten Neopren / Kunststoff-Guss (Fig. 1) fixiert war, und die Faszikellänge wurde wie oben beschrieben gemessen. Die Daten zur Faszikellänge wurden unter Verwendung eines Butterworth-Tiefpassfilters zweiter Ordnung mit einer Grenzfrequenz von 6 Hz gefiltert und über 6 bis 11 Schritte (8,1 ± 0,9) für jeden Teilnehmer und Gang (dh Gehen und Laufen) gemittelt / p>

Die damit verbundene Längenänderung der VL-MTU während der Fortbewegung wurde als Produkt der Änderung des Kniegelenkwinkels und des einzelnen winkelspezifischen Patellasehnenhebelarms33 berechnet. Die anfängliche MTU-Länge beim Aufsetzen des Fußes wurde basierend auf der von Hawkins und Hull34 bereitgestellten Regressionsgleichung bestimmt. MTU- und Faszikelgeschwindigkeiten während der Fortbewegung wurden als erste Ableitung der Längenänderung über die Zeit berechnet. Abbildung 3 zeigt die Längenänderungen der VL-Faszikel und der MTU beim Gehen und Laufen eines repräsentativen Teilnehmers über drei aufeinanderfolgende Schrittzyklen.

Länge der Vastus lateralis-Muskel-Sehnen-Einheit (MTU), Länge der Muskelfaszikel und Elektromyographie (EMG) ) Aktivität eines repräsentativen Teilnehmers während drei aufeinanderfolgenden Schritten zum Gehen (links) und Laufen (rechts). Die jeweiligen Standphasen sind grau hinterlegt.

Die experimentelle Bestimmung der VL-Faszikellänge während der Fortbewegung war Test auf Zuverlässigkeit durch Vergleich von fünf Einzelbewertungen an zwei verschiedenen Tagen (3 bis 4 Tage dazwischen). Um eine präzise Neupositionierung der Ultraschallsonde am zweiten Messtag zu erreichen, wurden die vier Eckpunkte der Ultraschallsonde mit einem nicht permanenten Marker auf der Haut markiert. Die markierten Positionen wurden mit einem flexiblen Maßband in Bezug auf die medialen und lateralen Femurkondylen gemessen, die feste anatomische Landmarken darstellen. Am zweiten Tag wurde die Position entsprechend rekonstruiert und die Teilnehmer führten das gleiche Gangprotokoll durch, während die Faszikellänge erneut fünfmal erfasst wurde.

Bewertung der EMG-Muskelaktivität während der Fortbewegung

Oberfläche Das EMG des rechten VL-Muskels wurde während der Geh- und Laufversuche nach acht Minuten auf dem Laufband für 60 s mittels des drahtlosen EMG-Systems und zweier bipolarer Oberflächenelektroden (2 cm Abstand zwischen den Elektroden) gemessen, die auf dem Muskelbauch platziert wurden . Ein Hochpass-Butterworth-Filter zweiter Ordnung mit einer Grenzfrequenz von 20 Hz, eine Vollwellengleichrichtung und dann ein Tiefpassfilter mit einer Grenzfrequenz von 20 Hz wurden auf die EMG-Rohdaten angewendet. Die EMG-Aktivität wurde über 10 Geh- bzw. Laufschritte gemittelt und für jeden Teilnehmer auf den beim Laufen erreichten Maximalwert normalisiert. Um den Beginn der VL-Muskelaktivität während des Gehens und Laufens zu bestimmen, verwendeten wir einen Schwellenwert, der als Grundlinienaktivität plus das Dreifache seiner Standardabweichung definiert wurde35,36. Ein repräsentativer EMG-Rohdatensatz ist in Abb. 3 dargestellt.

Statistik

Die Stand- und Schwungphasen jedes Schrittzyklus der EMG-Gruppe wurden separat zeitlich auf die der Zeit normalisiert Faszikelgruppe, um das EMG mit den Faszikel- und MTU-Parametern aus den beiden verschiedenen Gruppen in Beziehung setzen zu können. Eine Zweiwegevarianzanalyse (ANOVA) für wiederholte Messungen wurde durchgeführt, um die Parameter (absolut und normalisiert auf L o Faszikel- und MTU-Länge, jeweilige Betriebsbereiche und Dauer des EMG-Aktivierungszustands) für den Aktivierungszustand (aktiver vs. inaktiver Zustand) zu testen. und Gangzustandseffekte (Gehen gegen Laufen).Eine Zwei-Wege-ANOVA mit wiederholten Messungen wurde auch verwendet, um Parameter (normalisierte Faszikel- und MTU-Geschwindigkeit) auf Komponenten- (Faszikel vs. MTU) und Gangzustandseffekte (Gehen vs. Laufen) während des aktiven Zustands der Standphase zu testen. Die Normalität der standardisierten Residuen aller untersuchten Parameter wurde durch den Shapiro-Wilk-Test unter Verwendung des jeweiligen ANOVA-Modells getestet. Interaktionseffekte wurden post-hoc durch einen gepaarten t-Test auf die Unterschiede der jeweiligen Variablenwerte getestet. Ein gepaarter t-Test (zweiseitig) wurde verwendet, um Unterschiede der gemittelten EMG-Aktivität, der normalisierten Faszikellänge und -geschwindigkeit sowie der Kraft-Geschwindigkeitspotentiale im aktiven Zustand zwischen Gehen und Laufen zu testen. Im Falle einer Nichtnormalität der Residuen (absoluter und relativer Bereich der Faszikellängenänderungen, Kraft-Längen-Potential) wurde der Wilcoxon-Signed-Rank-Test entsprechend angewendet. Die Gruppenanthropometrie wurde mittels eines t-Tests für unabhängige Proben verglichen.

Der Koeffizient der Mehrfachkorrelationen (CMC) 37 wurde verwendet, um die Zuverlässigkeit der Bestimmung der Faszikellänge für den gesamten Schrittzyklus der fünf zu testen Versuche an den beiden Tagen. Die quadratischen mittleren Differenzen (RMSD) wurden für Tag 1 und 2 und beide Tage berechnet, um die Variabilität zwischen den Versuchen zu quantifizieren. Eine ANOVA für wiederholte Messungen wurde durchgeführt, um mögliche Unterschiede im Gangzyklus zwischen den beiden Testtagen für Gehen und Laufen zu untersuchen. Das Signifikanzniveau wurde auf α = 0,05 eingestellt. Der α-Wert wurde für die Post-hoc-Analyse sowie für die getrennte nichtparametrische Prüfung der beiden Faktoren auf 0,025 eingestellt.

Verfügbarkeit von Materialien und Daten