Experimenteel ontwerp

Dertig gezonde volwassenen (5 vrouwen) namen deel aan de huidige studie na schriftelijke toestemming voor de experimentele procedure, die werd goedgekeurd door de lokale ethische commissie (Ethikkomission, Ethikausschuss 2 am Campus Virchow-Klinikum, Charitéplatz 1, 10117 Berlijn; referentienummer EA2 / 076/15) en in overeenstemming met de relevante richtlijnen en voorschriften. De deelnemers waren regelmatig lichamelijk actief en rapporteerden de afgelopen zes maanden geen voorgeschiedenis van neuromusculaire of skeletafwijkingen. De deelnemers werden gelijkelijk verdeeld over twee groepen (d.w.z. n = 15). In de eerste groep (leeftijd: 27,3 ± 4,1 jaar, lengte: 179,2 ± 6,5 cm, massa: 75,0 ± 8,2 kg) werd de individuele kracht-fascikel-lengteverhouding van de VL-spier experimenteel beoordeeld door middel van maximale isometrische vrijwillige knie-extensies contracties (MVC) van het rechterbeen bij verschillende kniegewrichtshoeken op een dynamometer in combinatie met echografie van de VL-fascikels. De kracht die op de patellapees werd uitgeoefend, werd berekend uit het kniegewrichtsmoment en de hefboomarm van de pees, die werd bepaald door middel van magnetische resonantie beeldvorming (MRI). Op een tweede dag werden de VL-fascicle-lengte en de gewrichtskinematica van hetzelfde been synchroon gemeten tijdens het lopen (1,5 m / s) en rennen (3,0 m / s) op een loopband met respectievelijk echografie en bewegingsanalyse. De volgorde van lopen en rennen werd gerandomiseerd tussen de deelnemers en een opwarmings- en gewenningsfase van twee minuten voor elke snelheid ging vooraf aan de proeven van 10 minuten. De metingen werden de volgende dag herhaald voor een betrouwbaarheidsanalyse. De deelnemers van de tweede groep (leeftijd: 29,3 ± 6,7 jaar, lengte: 176,9 ± 8,0 cm, massa: 71,0 ± 12,0 kg) voerden hetzelfde loop- en hardloopprotocol uit op de loopband terwijl elektromyografische (EMG) activiteit van de rechter VL-spier werd gevangen. De VL-activiteitsgegevens werden vervolgens gecombineerd met de kinematica en fascikellengtegegevens van de eerste groep.

Beoordeling van intrinsieke spiereigenschappen

De deelnemers zaten op een dynamometer (Biodex Medical, Syst 3, Inc., Shirley, NY), vastgemaakt met een bekkenband rond het middel terwijl de armen gekruist boven de borst werden gehouden. De hoek van het heupgewricht werd ingesteld op 85 ° (0 ° = rugligging) om de bijdrage van de bi-articulaire m te verminderen. rectus femoris naar het knie-extensie-moment 23. Na een gestandaardiseerde warming-up werden acht MVC’s van het rechterbeen inclusief een plateau van ongeveer 2 seconden uitgevoerd in een bereik van 20 ° tot 90 ° kniegewrichtshoek (0 ° = knie gestrekt) in intervallen van 10 ° in een willekeurige volgorde. Aangezien de hoeken op basis van de dynamometergegevens tijdens rust niet representatief zijn voor de kniehoeken tijdens contracties als gevolg van vervorming van het zachte weefsel en compliantie van de dynamometer24, werd de beenkinematica geregistreerd op basis van zes reflecterende markeringen (voorste iliacale wervelkolom, grotere trochanter, lateraal en femorale epicondyl en malleoli) met behulp van een Vicon motion capture-systeem (versie 1.7.1., Vicon Motion Systems, Oxford, VK) met integratie van acht camera’s (6x F20, 2x T20) bij 250 Hz. Markertrajecten werden afgevlakt met behulp van een tweede-orde laagdoorlaat Butterworth-filter met een afsnijfrequentie van 6 Hz16.

De resulterende momenten op het kniegewricht werden berekend door middel van inverse dynamica volgens de gerapporteerde methodologie door Arampatzis et al.24 om rekening te houden met (a) het effect van de verkeerde uitlijning tussen de kniegewrichtas en de dynamometeras en (b) het effect van de zwaartekrachten. Dienovereenkomstig werden gewrichtshoekspecifieke momenten als gevolg van de zwaartekracht bepaald tijdens een passieve kniegewrichtrotatie (5 ° / s) aangedreven door de dynamometer, terwijl de deelnemers volledig ontspannen waren. Verder werd de bijdrage van het antagonistische moment geproduceerd door de hamstringspieren in aanmerking genomen door een verband te leggen tussen de EMG-amplitude en het uitgeoefende moment van de hamstrings tijdens het werken als agonist25. De EMG-activiteit van de spier biceps femoris en het corresponderende moment geproduceerd door de hamstrings werd gemeten in een ontspannen toestand en tijdens twee bijkomende submaximale isometrische knieflexiecontracties van verschillende intensiteit, volgens de methodologie gerapporteerd door Mademli et al. De EMG-activiteit werd synchroon met de kinematische gegevens gemeten met behulp van een draadloos EMG-systeem (Myon m320RX, Myon AG, Baar, Zwitserland) bij een acquisitiefrequentie van 1000 Hz.

De kracht die tijdens de MVC’s werden berekend als quotiënt van het kniegewrichtsmoment en de peeshefboomarm. Voor de volledig gestrekte knie werd de hefboomarm gemeten in een driedimensionaal coördinatensysteem als de loodrechte afstand van de actielijn van de pees tot de rotatieas van de knie op basis van MRI.De werkingslijn van de patellapees werd gedefinieerd als de lijn met de beste lineaire passing door de geometrische centra van de dwarsdoorsnedegebieden van de pezen, die werden gereconstrueerd uit de segmentatie van transversale beelden (G-Scan, 0,25 T, 3D HYCE (GR ) sequentie, Esaote, Genova, Italië) tussen de caudale pool van het patellaire bot en de initiële insertie ter hoogte van de tibiale tuberositas. De corresponderende rotatieas van het kniegewricht werd bepaald door de laterale en mediale femorale epicondylen in de sagittale magnetische resonantiescans te segmenteren en de centra van de respectievelijke best passende cirkels te verbinden volgens Churchill et al. De peesmomentarm als functie van de kniegewrichtshoek werd berekend door momentarmveranderingen te verwerken in relatie tot de gewrichtshoek op basis van de gegevens van Herzog en Read28.

Tijdens de MVC’s werden de VL-fascikels vastgelegd met B-mode echografie (My Lab60, Esaote, Genova, Italië). Een lineaire array-sonde van 10 cm werkend bij 43 Hz (LA923, 10 MHz, diepte 7,4 cm, brandpunt 1,8, geen beeldfilter) werd bevestigd aan de huid boven de VL-spierbuik (≈50% van de femurlengte), aangepast met respect parallel aan oppervlakkige en diepere aponeurose en helderheid van uitgelijnd hyperechoïsch perimysiaal intramusculair bindweefsel dat indicatief is voor de spierbundelstructuren, en gefixeerd door elastische banden. Het ultrasone apparaat en het bewegingsregistratiesysteem werden gesynchroniseerd door een handmatig vrijgegeven triggersignaal van 5 V. De lengte van de fascicula werd bepaald aan de hand van de ultrasone video’s door een zelfontwikkeld semi-automatisch volgalgoritme29, geschreven in Matlab (versie R2012a, The Mathworks, Natick, VS). In het kort omvatte de procedure een benadering van de diepere en oppervlakkige aponeurose door een beste lineaire pasvorm door middel van drie handmatig geplaatste en frame-voor-frame aangepaste markeringen op de respectievelijke binnenste bindweefsellaag (figuur 1). Vervolgens identificeerde een semi-geautomatiseerd algoritme op basis van de bwtraceboundary-functie van de Matlab Image Processing-toolbox automatisch de vorm en oriëntatie van de beeldhelderheidskenmerken tussen beide aponeurose in elk frame, die indicatief zijn voor de hyperechoïsche perimysiale bindweefseldelen (fragmenten) uitgelijnd met de spierbundels (Fig.1). Gedetecteerde fragmenten werden als geldig beschouwd, er werd aan de volgende vereisten voldaan: minimale lengte van 23 pixels (d.w.z. 0,4 cm, van het punt linksonder naar het rechterbovenpunt van een fragment); verhouding tussen oppervlakte en lengte van 8,5 (identificeert witte gebieden met een lange en smalle vorm die vervolgens werden omgezet in lijnen); hoek tussen fragment en bovenste aponeurose tussen 6 ° en 35 °; 80% van de pixels op een lijn tussen het begin- en eindpunt van een fragment moesten wit zijn. Elk frame werd achteraf visueel gecontroleerd voor een adequate plaatsing van de kenmerken en indien nodig handmatig gecorrigeerd (bijv. Niet-perimysiale bindweefselgedeelten werden verwijderd). Een lineaire referentiefascicle werd berekend als een gemiddelde van de enkelvoudige geïdentificeerde kenmerken en werd gebruikt voor het bepalen van de fascicle-lengte (figuur 1). Bovendien werd de lengte van de fascicula gemiddeld over tien frames vanaf het plateau van elke MVC. Op basis van de maximale kracht die op de patellapees wordt uitgeoefend en de bijbehorende VL-fascicellengte, werd voor elke deelnemer een individuele kracht-fascikellengte-relatie berekend op basis van een polynoompassing van de tweede orde (figuur 2), om de maximale spier te bepalen. kracht uitgeoefend op de kabel (F max) en de L o voor krachtopwekking. VL-spierspecifieke constanten van a rel = 0, 34 en b rel = 4, 03 s − 1 22 werden gebruikt om de maximale verkortingssnelheid van de fascicula V max = 11.85 L 0 s − 1 te beoordelen. De kracht-snelheidsrelatie van de VL-fascikels werd vervolgens beschreven volgens de klassieke Hill-vergelijking2.

Op echografie gebaseerde bepaling van de lengte van de vastus lateralis-spierbundel. (a) De ultrasone transducer werd zorgvuldig op de spierbuik bevestigd door middel van een aangepast neopreen elastisch gipsverband. (b) Een semi-automatische frame-voor-frame volgprocedure werd gebruikt om zichtbare kenmerken van meerdere bundels (F) te identificeren die zich tussen de handmatig opgespoorde bovenste (uA) en diepere (dA) aponeurose bevinden. Een representatieve referentiefascicle (rF) werd vervolgens berekend op basis van de geïdentificeerde fascicle-delen om de fascicle-lengte te beoordelen als de Euclidische afstand tussen de insertiepunten met de twee aponeurose.

Voorbeeldige kracht-fascikel-lengterelatie van de vastus lateralis-spier. De kracht-fascicellengte-relatie werd experimenteel bepaald door middel van maximale vrijwillige isometrische knie-extensies (vierkanten) en een respectieve tweede orde polynoompassing (stippellijn).

Beoordeling van gewrichtskinematica en spierbundellengte tijdens lopen en rennen

Tijdens loop- en hardloopproeven van 10 minuten op de loopband (Daum electronic, ergo_run premium8, Fürth, Duitsland) werden kinematische gegevens van het rechterbeen geregistreerd door het Vicon motion capture-systeem (5x Vicon MX T20, 5x Vicon MX-T20-S , 250 Hz), met behulp van anatomisch gerefereerde markeringen geplaatst op de trochanter major, laterale femorale epicondylus, laterale malleolus, kop van tweede metatarsalis en tuberositas calcanei. De touchdown van de voet tijdens het lopen en rennen werd bepaald uit de kinematische gegevens als moment van minimale verticale positie van de hielmarker30,31, de afzet tijdens het lopen als omkering van horizontale snelheid van de metatarsalismarker30,32 en tijdens het hardlopen als de minimum in kniegewrichtshoek, dwz meest gestrekte kniepositie31.

Tijdens de respectievelijke 10 minuten lopen en rennen werd een echo-opname van 10 seconden synchroon met de kinematische gegevens om de twee minuten vastgelegd. Hoewel de gegevens van één proef werden gebruikt om het VL-fascikelgedrag tussen gangen te vergelijken, werden alle vijf onderzoeken gebruikt voor de betrouwbaarheidsanalyse (zie hieronder). De ultrasone beelden werden opgenomen met een opnamefrequentie van 43 Hz met behulp van een 10 cm lineaire array-transducer die was bevestigd in een op maat gemaakte flexibele, antislip neopreen / plastic cast (Fig. 1) en de lengte van de fascicula werd gemeten zoals hierboven beschreven. Gegevens over fascicellengte werden gefilterd met behulp van een tweede-orde laagdoorlaat Butterworth-filter met een afsnijfrequentie van 6 Hz en gemiddeld over 6 tot 11 stappen (8,1 ± 0,9) voor elke deelnemer en elke gang (dwz lopen en rennen). / p>

De bijbehorende lengteverandering van de VL MTU tijdens voortbeweging werd berekend als het product van de verandering in kniegewrichtshoek en de individuele hoekspecifieke patellapeeshefboomarm33. De initiële MTU-lengte bij de landing van de voet werd bepaald op basis van de regressievergelijking van Hawkins en Hull34. MTU- en fascicelsnelheden tijdens voortbeweging werden berekend als de eerste afgeleide van de lengteverandering in de tijd. Figuur 3 illustreert de lengteveranderingen van de VL-fascikels en MTU tijdens het lopen en rennen van een representatieve deelnemer gedurende drie opeenvolgende stapcycli.

Vastus lateralis spier-peeseenheid (MTU) lengte, spierfascicle lengte en elektromyografisch (EMG ) activiteit van een representatieve deelnemer tijdens drie opeenvolgende loop- (links) en rennende (rechts) stappen. Respectieve standfasen zijn grijs gearceerd.

De experimentele bepaling van de VL fascikellengte tijdens voortbeweging was getest op betrouwbaarheid door vijf afzonderlijke beoordelingen op twee afzonderlijke dagen (3 tot 4 dagen ertussen) te vergelijken. Om een nauwkeurige herpositionering van de ultrasone sonde te bereiken op de tweede meetdag, werden de vier hoekpunten van de ultrasone sonde op de huid gemarkeerd met een niet-permanente marker. De gemarkeerde posities werden gemeten met een flexibel meetlint met betrekking tot de mediale en laterale femurcondylen, die vaste anatomische oriëntatiepunten vertegenwoordigden. Op de tweede dag werd de positie dienovereenkomstig gereconstrueerd en voerden de deelnemers hetzelfde loopprotocol uit terwijl opnieuw de fascikellengte vijf keer werd vastgelegd.

Beoordeling van EMG-spieractiviteit tijdens voortbeweging

Oppervlakte EMG van de rechter VL-spier werd gemeten tijdens de loop- en hardloopproeven na acht minuten op de loopband gedurende 60 s door middel van het draadloze EMG-systeem en twee bipolaire oppervlakte-elektroden (2 cm afstand tussen de elektroden) die op de spierbuik werden geplaatst . Een tweede-orde Butterworth-hoogdoorlaatfilter met een afsnijfrequentie van 20 Hz, een dubbelzijdige gelijkrichting en vervolgens een laagdoorlaatfilter met een afsnijfrequentie van 20 Hz werden toegepast op de onbewerkte EMG-gegevens. De EMG-activiteit werd gemiddeld over respectievelijk 10 wandel- en hardloopstappen en voor elke deelnemer genormaliseerd tot de maximale waarde die tijdens het hardlopen werd bereikt. Om het begin van de VL-spieractiviteit tijdens het lopen en rennen te bepalen, gebruikten we een drempel die werd gedefinieerd als de basisactiviteit plus driemaal de standaarddeviatie. Een representatieve onbewerkte EMG-dataset wordt gepresenteerd in figuur 3.

Statistieken

De stand- en zwaaifasen van elke stapcyclus van de EMG-groep werden afzonderlijk in de tijd genormaliseerd naar die van de fascikelgroep om de EMG te kunnen relateren aan de fascikel- en MTU-parameters van de twee verschillende groepen. Een twee-weg variantieanalyse (ANOVA) voor herhaalde metingen werd uitgevoerd om de parameters (absoluut en genormaliseerd naar L o fascikel en MTU-lengte, respectieve werkingsbereiken en EMG-activeringstoestandduur) te testen op activeringsstatus (actieve vs. inactieve toestand) en gangconditie (lopen vs. rennen) effecten.Een ANOVA met herhaalde metingen in twee richtingen werd ook gebruikt om parameters (genormaliseerde fascikel- en MTU-snelheid) te testen op component- (fascikel vs. MTU) en gangconditie (lopen vs. rennen) effecten tijdens de actieve toestand van de standfase. De normaliteit van de gestandaardiseerde residuen van alle onderzochte parameters werd getest met de Shapiro-Wilk-test met behulp van het respectieve ANOVA-model. Interactie-effecten werden post-hoc getest door een gepaarde t-test voor de verschillen tussen de respectievelijke variabele waarden. Een gepaarde t-test (tweezijdige) werd gebruikt om te testen op verschillen in gemiddelde EMG-activiteit, genormaliseerde fascikellengte en -snelheid, evenals kracht-snelheidspotentieel in de actieve toestand tussen lopen en rennen. In het geval van niet-normaliteit van de residuen (absoluut en relatief bereik van lengteveranderingen van fascicula, kracht-lengtepotentiaal) werd de Wilcoxon-ondertekende-rangtest dienovereenkomstig toegepast. Groepsantropometrie werd vergeleken door middel van een t-test voor onafhankelijke steekproeven.

De coëfficiënt van meervoudige correlaties (CMC) 37 werd gebruikt om de betrouwbaarheid van de bepaling van de fascikellengte voor de gehele stapcyclus van de vijf te testen. proeven op de twee dagen. Wortelgemiddelde kwadratenverschillen (RMSD) werden berekend voor dag 1 en 2 en beide dagen om de variabiliteit tussen onderzoeken te kwantificeren. Een ANOVA voor herhaalde metingen werd uitgevoerd om mogelijke verschillen in de loopcyclus tussen de twee testdagen voor lopen en rennen te onderzoeken. Het significantieniveau werd vastgesteld op α = 0,05. Het α-niveau werd aangepast naar 0,025 voor de post-hocanalyse en voor afzonderlijke niet-parametrische testen van de twee factoren.

Beschikbaarheid van materialen en gegevens