Projekt eksperymentu

Trzydziestu zdrowych dorosłych (5 kobiet) wzięło udział w niniejszym badaniu po udzieleniu pisemnych informacji zgoda na procedurę eksperymentalną, która została zaakceptowana przez lokalną komisję etyczną (Ethikkomission, Ethikausschuss 2 am Campus Virchow-Klinikum, Charitéplatz 1, 10 117 Berlin; numer referencyjny EA2 / 076/15) i zgodnie z odpowiednimi wytycznymi i przepisami. Uczestnicy byli regularnie aktywni fizycznie i nie zgłaszali żadnych historii zaburzeń nerwowo-mięśniowych ani szkieletowych w ciągu ostatnich sześciu miesięcy. Uczestnicy zostali równo podzieleni na dwie grupy (tj. N = 15). W pierwszej grupie (wiek: 27,3 ± 4,1 lat, wzrost: 179,2 ± 6,5 cm, masa: 75,0 ± 8,2 kg), indywidualną zależność siła-długość pęczka mięśnia VL oceniano eksperymentalnie za pomocą maksymalnych izometrycznych dobrowolnych wyprostów kolana. skurcze (MVC) prawej nogi pod różnymi kątami stawu kolanowego na dynamometrze w połączeniu z obrazowaniem ultrasonograficznym pęczków VL. Siłę przyłożoną do ścięgna rzepki obliczono z momentu stawu kolanowego i ramienia dźwigni ścięgna, co określono metodą rezonansu magnetycznego (MRI). Drugiego dnia długość pęczka VL i kinematyka stawu tej samej nogi zostały zmierzone synchronicznie podczas chodzenia (1,5 m / s) i biegania (3,0 m / s) na bieżni, odpowiednio za pomocą ultrasonografii i analizy ruchu. Kolejność chodzenia i biegania była losowana między uczestnikami, a dwuminutowa rozgrzewka i faza zapoznawcza dla każdej prędkości poprzedzały 10-minutowe próby. Pomiary powtórzono następnego dnia w celu analizy rzetelności. Uczestnicy drugiej grupy (wiek: 29,3 ± 6,7 lat, wzrost: 176,9 ± 8,0 cm, masa: 71,0 ± 12,0 kg), wykonali ten sam protokół marszu i biegu na bieżni przy aktywności elektromiograficznej (EMG) prawego mięśnia VL został złapany. Następnie dane dotyczące aktywności VL połączono z kinematyką i danymi dotyczącymi długości pęczka z pierwszej grupy.

Ocena właściwości wewnętrznych mięśni

Uczestnicy siedzieli na dynamometrze (Biodex Medical, Syst 3, Inc., Shirley, NY), przymocowane paskiem biodrowym wokół talii, podczas gdy ramiona były skrzyżowane nad klatką piersiową. Kąt stawu biodrowego ustawiono na 85 ° (0 ° = na wznak) w celu zmniejszenia udziału m dwustawowej. rectus femoris do momentu wyprostu kolana 23. Po standaryzowanej rozgrzewce wykonano osiem MVC prawej nogi, w tym plateau trwające około 2 s, w zakresie od 20 ° do 90 ° kąta stawu kolanowego (0 ° = kolano wyprostowane) w odstępach 10 ° w losowej kolejności. Ponieważ kąty oparte na danych z dynamometru podczas spoczynku nie są reprezentatywne dla kątów kolana podczas skurczów z powodu odkształcenia tkanki miękkiej i podatności dynamometru24, kinematyka nóg została zarejestrowana na podstawie sześciu markerów odblaskowych (przedni kręgosłup biodrowy, krętarz większy, boczny i środkowy nadkłykci i kostki kości udowej) przy użyciu systemu przechwytywania ruchu Vicon (wersja 1.7.1., Vicon Motion Systems, Oxford, Wielka Brytania) integrującego osiem kamer (6x F20, 2x T20) przy 250 Hz. Trajektorie markera zostały wygładzone przy użyciu dolnoprzepustowego filtra Butterwortha drugiego rzędu o częstotliwości odcięcia 6 Hz16.

Wynikowe momenty w stawie kolanowym obliczono za pomocą dynamiki odwrotnej zgodnie z podaną metodologią. Arampatzis i wsp.24 w celu uwzględnienia (a) efektu niewspółosiowości między osią stawu kolanowego a osią dynamometru oraz (b) wpływu sił grawitacyjnych. W związku z tym momenty właściwe dla kąta stawu spowodowane grawitacją określono podczas biernego obrotu stawu kolanowego (5 ° / s) napędzanego dynamometrem, podczas gdy uczestnicy byli całkowicie zrelaksowani. Ponadto uwzględniono wkład momentu antagonistycznego wytwarzanego przez mięśnie ścięgna udowego poprzez ustalenie związku między amplitudą EMG a momentem wywieranym przez ścięgna udowe podczas pracy jako agonista25. Aktywność EMG mięśnia biceps femoris i odpowiadający jej moment wytwarzany przez ścięgna udowe mierzono w stanie rozluźnienia i podczas dwóch dodatkowych submaksymalnych izometrycznych skurczów zgięcia kolana o różnej intensywności, zgodnie z metodologią opisaną przez Mademli i wsp. Aktywność EMG mierzono synchronicznie z danymi kinematycznymi za pomocą bezprzewodowego systemu EMG (Myon m320RX, Myon AG, Baar, Szwajcaria) przy częstotliwości akwizycji 1000 Hz.

Siła przyłożona do ścięgna rzepki podczas MVC obliczono jako iloraz momentu stawu kolanowego i ramienia dźwigni ścięgna. W przypadku całkowicie wyprostowanego kolana ramię dźwigni zostało zmierzone w trójwymiarowym układzie współrzędnych jako prostopadła odległość linii działania ścięgna do osi obrotu kolana na podstawie MRI.Linię działania ścięgna rzepki zdefiniowano jako linię najlepszego dopasowania liniowego przechodzącą przez geometryczne środki obszarów przekroju ścięgna, które zostały zrekonstruowane z segmentacji obrazów poprzecznych (G-Scan, 0,25 T, 3D HYCE (GR ), Esaote, Genova, Włochy) pomiędzy biegunem ogonowym kości rzepki a początkowym przyczepem w guzowatości piszczeli. Odpowiednią oś obrotu stawu kolanowego określono poprzez segmentację bocznych i przyśrodkowych nadkłykci kości udowej w strzałkowym rezonansie magnetycznym i połączenie środków odpowiednich najlepiej dopasowanych okręgów według Churchilla i wsp.27. Moment ścięgna ramienia jako funkcję kąta stawu kolanowego obliczono przetwarzając zmiany momentu ramienia w stosunku do kąta stawu na podstawie danych dostarczonych przez Herzoga i Read28.

Podczas MVC wiązki VL były uchwycone za pomocą ultrasonografii w trybie B (My Lab60, Esaote, Genova, Włochy). 10 cm liniową sondę z matrycą działającą przy 43 Hz (LA923, 10 MHz, głębokość 7,4 cm, ognisko 1,8, bez filtra obrazu) przymocowano do skóry powyżej brzucha mięśnia VL (≈50% długości kości udowej), wyregulowano do równoległego powierzchownego i głębszego rozcięgna i jasności wyrównanej hiperechogenicznej śródmięśniowej tkanki łącznej, która jest wskazaniem dla struktur powięzi mięśniowych, i jest mocowana za pomocą elastycznych pasków. Urządzenie ultradźwiękowe i system przechwytywania ruchu zostały zsynchronizowane za pomocą ręcznie wyzwalanego sygnału wyzwalającego 5 V. Długość fascykuli została określona na podstawie filmów ultrasonograficznych za pomocą samodzielnie opracowanego algorytmu półautomatycznego śledzenia29, napisanego w Matlab (wersja R2012a, The Mathworks, Natick, USA). W skrócie, procedura obejmowała przybliżenie głębszego i powierzchownego rozcięgna przez najlepsze dopasowanie liniowe poprzez trzy ręcznie umieszczone i dostosowywane klatka po klatce znaki na odpowiedniej wewnętrznej warstwie tkanki łącznej (ryc. 1). Następnie półautomatyczny algorytm oparty na funkcji bwtrace-boundary z zestawu narzędzi Matlab Image Processing automatycznie zidentyfikował kształt i orientację cech jasności obrazu między obiema rozcięgienami w każdej klatce, co wskazuje na hiperechogeniczne części tkanki łącznej okołomięśniowej (fragmenty) wyrównane z pęczki mięśniowe (ryc. 1). Wykryte skrawki uznano za prawidłowe, spełniono następujące wymagania: minimalna długość 23 pikseli (tj. 0,4 cm od lewego dolnego rogu do prawego górnego punktu wycinka); stosunek powierzchni do długości 8,5 (identyfikuje białe obszary o długim i wąskim kształcie, które następnie zostały zamienione na linie); kąt między skrawkiem a rozcięgnem górnym od 6 ° do 35 °; 80% pikseli na linii między punktem początkowym i końcowym fragmentu musiało być białe. Następnie każdą ramkę kontrolowano wizualnie pod kątem odpowiedniego umiejscowienia cech i ręcznie korygowano, jeśli było to konieczne (np. Usunięto okołomięśniowe fragmenty tkanki łącznej). Liniowy pęczek odniesienia obliczono jako średnią z pojedynczych zidentyfikowanych cech i wykorzystano do określenia długości pęczka (ryc. 1). Ponadto długość pęczka uśredniono z dziesięciu klatek z plateau każdego MVC. Na podstawie maksymalnej siły przyłożonej do ścięgna rzepki i odpowiedniej długości pęczka VL obliczono indywidualną zależność siła-długość pęczka dla każdego uczestnika na podstawie wielomianu drugiego rzędu (ryc. 2), aby określić maksymalne mięśnie siła przyłożona do cięgna (F max) i L o do wytworzenia siły. Stałe mięśnia VL specyficzne dla a rel = 0,34 i b rel = 4,03 s − 1 22 zastosowano do oceny maksymalnej prędkości skracania pęczka V max = 11,85 L 0 s − 1. Zależność siła-prędkość belek VL została następnie opisana zgodnie z klasycznym równaniem Hilla2.

Określenie długości pęczka mięśnia obszernego bocznego za pomocą ultradźwięków. (a) Przetwornik ultradźwiękowy został ostrożnie przymocowany do brzucha mięśniowego za pomocą dostosowanego elastycznego odlewu neoprenowego. (b) Zastosowano półautomatyczną procedurę śledzenia klatka po klatce, aby zidentyfikować widoczne cechy wielu pęczków (F) zlokalizowanych między ręcznie wyznaczonym rozcięgnem górnym (uA) i głębszym (dA). Następnie obliczono reprezentatywny pęczek odniesienia (rF) na podstawie zidentyfikowanych części pęczka, aby ocenić długość pęczka jako odległość euklidesową między punktami wstawienia z dwoma rozcięgnami.

Przykładowa zależność siła-długość pęczka mięśnia obszernego bocznego. Zależność siły od długości pęczka określono eksperymentalnie za pomocą maksymalnych dobrowolnych izometrycznych wyprostów kolana (kwadraty) i odpowiedniego wielomianu drugiego rzędu (linia przerywana).

Ocena kinematyki stawów i długości powięzi mięśniowych podczas chodzenia i biegania

Podczas 10-minutowych prób marszu i biegania na bieżni (Daum electronic, ergo_run premium8, Fürth, Niemcy), dane kinematyczne prawej nogi zostały zarejestrowane przez system przechwytywania ruchu Vicon (5x Vicon MX T20, 5x Vicon MX-T20-S , 250 Hz), przy użyciu markerów referencyjnych anatomicznie umieszczonych na krętarzu większym, nadkłykciu bocznym kości udowej, kostce bocznej, głowie drugiego śródstopia i guzowatości kości piętowej. Przyziemienie stopy podczas chodzenia i biegu określano na podstawie danych kinematycznych jako moment minimalnej pionowej pozycji znacznika pięty30,31, palca podczas chodzenia jako odwrócenie poziomej prędkości markera śródstopia30,32 oraz podczas biegu jako minimalny kąt stawu kolanowego, tj. najbardziej wyprostowana pozycja kolana31.

Podczas odpowiednich 10 minut chodzenia i biegania rejestrowano 10-sekundowy zapis USG synchronicznie z danymi kinematycznymi co dwie minuty. Podczas gdy dane z jednego badania wykorzystano do porównania zachowania pęczka VL między chodami, wszystkie pięć badań wykorzystano do analizy niezawodności (patrz poniżej). Obrazy ultradźwiękowe rejestrowano z częstotliwością przechwytywania 43 Hz przy użyciu 10-centymetrowego przetwornika z matrycą liniową, który był zamocowany w wykonanym na zamówienie elastycznym, przeciwpoślizgowym odlewie z neoprenu / tworzywa sztucznego (ryc. 1) i mierzono długość pęczka w sposób opisany powyżej. Dane dotyczące długości fascykuli przefiltrowano przy użyciu dolnoprzepustowego filtra Butterwortha drugiego rzędu z częstotliwością odcięcia 6 Hz i uśredniono w 6 do 11 krokach (8,1 ± 0,9) dla każdego uczestnika i chodu (tj. Chodzenia i biegania).

Związaną z tym zmianę długości VL MTU podczas lokomocji obliczono jako iloczyn zmiany kąta stawu kolanowego i indywidualnego kąta ramienia dźwigni ścięgna rzepki33. Początkową długość MTU w momencie przyziemienia stopy określono na podstawie równania regresji dostarczonego przez Hawkinsa i Hull’a34. Prędkości MTU i pęczków podczas lokomocji obliczono jako pierwszą pochodną zmiany długości w czasie. Rysunek 3 ilustruje zmiany długości pęczków VL i MTU podczas chodzenia i biegania od reprezentatywnego uczestnika w trzech kolejnych cyklach kroków.

Vastus lateralis jednostka mięśnia-ścięgna (MTU), długość pęczka mięśniowego i badanie elektromiograficzne (EMG ) aktywność reprezentatywnego uczestnika podczas trzech następujących po sobie kroków marszu (po lewej) i biegu (po prawej). Poszczególne fazy pozycji są zacieniowane na szaro.

Eksperymentalne określenie długości pęczka VL podczas lokomocji zostało przetestowano pod kątem niezawodności, porównując pięć pojedynczych ocen w dwóch oddzielnych dniach (od 3 do 4 dni pomiędzy). Aby uzyskać precyzyjne repozycjonowanie sondy ultradźwiękowej w drugim dniu pomiaru, zaznaczono na skórze cztery narożniki sondy ultradźwiękowej za pomocą nietrwałego markera. Zaznaczone pozycje mierzono elastyczną taśmą pomiarową w odniesieniu do kłykci przyśrodkowej i bocznej kości udowej, reprezentujących stałe anatomiczne punkty orientacyjne. Drugiego dnia pozycja została odpowiednio zrekonstruowana, a uczestnicy wykonali ten sam protokół chodu, jednocześnie rejestrując długość pęczka pięciokrotnie.

Ocena aktywności mięśnia EMG podczas lokomocji

Powierzchnia EMG prawego mięśnia VL mierzono podczas prób chodu i biegu po ośmiu minutach na bieżni przez 60 sekund za pomocą bezprzewodowego systemu EMG i dwóch bipolarnych elektrod powierzchniowych (odległość między elektrodami 2 cm), które zostały umieszczone na brzuchu mięśnia . Do surowych danych EMG zastosowano górnoprzepustowy filtr Butterwortha drugiego rzędu z częstotliwością odcięcia 20 Hz, prostowanie pełnookresowe, a następnie filtr dolnoprzepustowy z częstotliwością odcięcia 20 Hz. Aktywność EMG uśredniono odpowiednio dla 10 kroków chodu i biegu i znormalizowano dla każdego uczestnika do maksymalnej wartości osiągniętej podczas biegania. Aby określić początek aktywności mięśni VL podczas chodzenia i biegania, zastosowaliśmy próg, który zdefiniowano jako aktywność podstawową plus trzykrotne jej odchylenie standardowe35,36. Reprezentatywny zbiór nieprzetworzonych danych EMG przedstawiono na ryc. 3.

Statystyki

Fazy postawy i wahania w każdym cyklu krokowym grupy EMG zostały oddzielnie znormalizowane w czasie do faz grupy fascykułów, aby móc powiązać EMG z parametrami fascykułu i MTU z dwóch różnych grup. Przeprowadzono dwukierunkową analizę wariancji (ANOVA) dla powtarzanych pomiarów, aby przetestować parametry (bezwzględne i znormalizowane do długości L o i MTU, odpowiednie zakresy operacyjne i czas trwania stanu aktywacji EMG) dla stanu aktywacji (stan aktywny vs. stan nieaktywny) i wpływ stanu chodu (chodzenie vs. bieganie).Dwukierunkowa analiza powtarzanych pomiarów ANOVA została również wykorzystana do przetestowania parametrów (znormalizowana prędkość pęczka i MTU) pod kątem efektów składowych (pęczek vs MTU) i stanu chodu (chód vs bieganie) podczas stanu aktywnego fazy podporu. Normalność wystandaryzowanych reszt wszystkich badanych parametrów została przetestowana testem Shapiro-Wilka przy użyciu odpowiedniego modelu ANOVA. Efekty interakcji zbadano post hoc za pomocą sparowanego testu t dla różnic odpowiednich wartości zmiennych. Sparowany test t (dwustronny) został użyty do zbadania różnic w uśrednionej aktywności EMG, znormalizowanej długości pęczka i prędkości, a także potencjałów siła-prędkość w stanie aktywnym między chodzeniem a bieganiem. W przypadku nienormalności reszt (bezwzględny i względny zakres zmian długości pęczka, potencjał siły-długości) stosowano odpowiednio test rangowanych znaków Wilcoxona. Grupowe antropometrie porównano za pomocą testu t dla niezależnych próbek.

Współczynnik korelacji wielokrotnych (CMC) 37 został użyty do przetestowania wiarygodności określenia długości pęczka dla całego cyklu krokowego pięciu próby w ciągu dwóch dni. Różnice średnie kwadratowe (RMSD) obliczono dla dnia 1 i 2 oraz dla obu dni w celu ilościowego określenia zmienności między próbami. ANOVA dla powtarzanych pomiarów została przeprowadzona w celu zbadania możliwych różnic w cyklu chodu między dwoma testowymi dniami chodzenia i biegania. Poziom istotności ustalono na α = 0,05. Poziom α został dostosowany do 0,025 dla analizy post-hoc, a także dla oddzielnych nieparametrycznych testów tych dwóch czynników.

Dostępność materiałów i danych