Збережена кінематика ходи під час контрольованого розвантаження тіла

Л. Авай

1 Центр травм хребта, Університетська лікарня Балгріста, Форхштрассе 340, 8008 Цюріх, Швейцарія

2 Собелл кафедра моторних нейронаук та рухових розладів, Інститут неврології UCL, Університетський коледж Лондона, 33 Queen Square, Лондон, WC1N 3BG UK

М. Франц

1 Центр травм хребта, Університетська лікарня Балгріста, Форхштрассе 340, 8008 Цюріх, Швейцарія

C. S. Easthope

1 Центр травм хребта, Університетська лікарня Балгріста, Форхштрассе 340, 8008 Цюріх, Швейцарія

Х. Валерія

3 Кафедра біомеханічного машинобудування Делфтського технологічного університету, 2628 CD Делфт, Нідерланди

А. Курт

1 Центр травм хребта, Університетська лікарня Балгріста, Форхштрассе 340, 8008 Цюріх, Швейцарія

М. Боллігер

1 Центр травм хребта, Університетська лікарня Балгріста, Форхштрассе 340, 8008 Цюріх, Швейцарія

Пов’язані дані

Тенденції та дисперсії даних, що підтверджують висновки цього дослідження, містяться в рукописі. Неопрацьовані дані можна отримати у відповідного автора за обґрунтованим запитом.

Анотація

Передумови

Показано, що локомоторні тренування з підтримкою ваги тіла покращують функцію ходьби у неврологічних хворих і часто проводяться на біговій доріжці. Однак ходьба на біговій доріжці не імітує природну ходьбу з кількох причин: відсутність самоініціації, менш активне втягування ноги і змінений аферентний вхід. У людей було запропоновано перевагу в наземних тренуваннях, і це було показано у щурів, що демонструють більшу пластичність, особливо у низхідних трасах, порівняно з тренуванням на біговій доріжці. Тому ми розробили систему підтримки ваги тіла, що дозволяє необмежену наземну ходьбу з мінімальними втручаючими силами для підготовки неврологічних пацієнтів. У цьому дослідженні досліджено вплив різної кількості підтримки ваги тіла на ходу у здорових людей.

Методи

Кінематичні та електроміографічні дані 19 здорових осіб реєстрували під час наземної ходьби при різних рівнях підтримки ваги тіла (0, 10, 20, 30, 40 та 50%). Розраховувались нахили верхньої частини тіла, кути суглобів нижньої частини тіла та координація міжсуглобів, а також параметри часу та відстані. Постійні дані аналізували з урахуванням чітких змін у циклі ходи за всіх умов розвантаження.

Результати

Параметри тимчасової ходи були найбільш чутливими до змін у розвантаженні тіла, тоді як просторові змінні (довжина кроку, кути суглобів) демонстрували скромні реакції при розвантаженні на цілих 50% маси тіла. Активація шлунково-м’язового м’яза продемонструвала поступове зменшення із збільшенням розвантаження, тоді як м’яз біцепса стегна показав підвищений рівень активності при 50% розвантаженні. Ці зміни відбулися під час фази позиції, тоді як активність фази гойдалки залишалася незмінною.

Висновки

Здорові люди могли втримати свою кінематику ходьби разюче постійною, навіть коли розвантажували половину ваги свого тіла, припускаючи, що система підтримки ваги допускає фізіологічну схему ходи. Однак підтримка заданої швидкості ходьби з використанням майже нормальної кінематики під час розвантаження була досягнута шляхом адаптації схем м’язової активності. Цікаво, що необхідного рушія для підтримання швидкості було досягнуто не за рахунок посиленої активності шлунково-кишкового тракту при відштовхуванні, а за рахунок підвищеної активності біцепса стегна під час втягування ноги під час фази стояння. Залишається дослідити, наскільки неврологічні пацієнти з порушеннями ходи здатні адаптувати свою схему ходи у відповідь на розвантаження тіла.

Передумови

Метою цього дослідження було охарактеризувати зміни в структурі ходи, спричинені різними величинами розвантаження за допомогою FLOAT у осіб з неповносправностями. Попередні дослідження, що вивчали вплив розвантаження тіла під час ходьби на біговій доріжці, передбачали зміни у фазі ходи, суперечливі зміни кінематичних параметрів та суттєві зміни в чітких моделях активації м’язів нижньої кінцівки [16, 17]. В одному дослідженні, яке вивчало зміни ходи, спричинені надземною опорною системою, було виявлено значні кінематичні [18] та електроміографічні (ЕМГ) зміни [19] при неушкодженій надземній ходьбі, хоча вони не досліджували м’язи, що сприяють втягуванню ніг. Розуміння змін характеристик ходи під впливом системи BWS у здорових людей є необхідною умовою для контекстуальної інтерпретації поведінки ходи у суб'єктів, що одужують після неврологічних станів, які тренуються із подібними реабілітаційними пристроями. Отримані дані можуть допомогти адаптувати найбільш підходящу програму тренувань до конкретного стану окремих пацієнтів.

Методи

Учасники

У цьому дослідженні взяли участь 19 здорових добровольців (9 жінок та 10 чоловіків, вік 29 ± 5 років (у середньому ± 1 SD), зріст: 1,74 ± 0,09 м, вага: 72 ± 12 кг), які дали письмову інформовану згоду. Дослідження було схвалено місцевим комітетом з етики кантону Цюріх і проведено відповідно до Гельсінкської декларації.

Матеріали

Система BWS (The FLOAT, LME, Рюдлінген, Швейцарія) розвантажувала учасників під час прогулянки по землі (рис. 1). Кабельний робот живився від чотирьох двигунів, що приводили в дію центральний вузол через систему рейок і дефлекторів. Випробовувані носили джгут, який кріпився до вузла. Датчики сили, встановлені між вузлом і кабелями, контролювали силу розвантаження, яка була наказана бути чисто вертикальною. Ця установка дозволила суб’єктам вільно ходити на площі приблизно 8 х 2 м. Детальний опис системи можна знайти деінде [15]. Кінематику ходи реєстрували за допомогою оптичної системи 3D відстеження руху з частотою дискретизації 200 Гц (Vicon motion systems Ltd., Оксфорд, Великобританія). Активність ЕМГ реєстрували при частоті 1500 Гц за допомогою бездротової системи ЕМГ (Noraxon Inc., Арізона, США) з подвійними поверхневими електродами, розміщеними над такими м’язами нижніх кінцівок: пряма стегнова кістка (RF), біцепс стегна (BF), передня великогомілкова кістка (TA) та gastrocnemius medialis (GM).

Кабельний робот живиться від чотирьох двигунів, які приводять у дію центральний вузол через встановлену на стелі рейко-дефлекторну систему. Конструкція системи підтримки ваги тіла дозволяє необмежену ходьбу на рівній землі або по сходах, а також навчальні парадигми, такі як перехід сидячи на стійці

Налаштування та протокол

Випробовувані йшли босоніж по землі вздовж 8-метрової доріжки, тоді як лише посередині

6 м аналізували, щоб виключити фази прискорення та уповільнення. Ми зафіксували щонайменше 20 повних циклів ходи на стан, що призвело до приблизно 6 випробувань на стан у більшості випробовуваних. Випробовуваним було наказано ходити із заданою швидкістю ходьби (0,56 м/с). Ця досить повільна швидкість ходьби була обрана для того, щоб відповідати швидкості ходьби, що спостерігається у неврологічних пацієнтів, для яких була розроблена система BWS. Швидкість ходьби вимірювали за допомогою системи BWS, а акустичний зворотний зв'язок отримували випробовуваних, коли їх швидкість ходьби виходила за межі допуску (± 0,14 м/с) бажаної швидкості. Було оцінено шість різних умов розвантаження: відсутність розвантаження (базовий рівень), 10%, 20%, 30%, 40% та 50% ваги тіла. У базовому стані випробовувані носили джгут і були прикріплені до пристрою, але розвантаження контролювалось мінімальним, як це було необхідно для підтримки натягу кабелів. Порядок шести умов був псевдовипадковим.

Аналіз даних

Дані аналізували в автономному режимі. Для кожного суб'єкта та стану було проаналізовано 20 циклів ходи (від удару п'ятою до удару п'ятою). Дані кінематики отримували та обробляли за допомогою програмного забезпечення Vicon Nexus (1.7.1 та 1.8.3). Обробка включала реконструкцію точок даних, заповнення прогалин траєкторій та згладжування траєкторій за допомогою перехресно-валідаційної рутинної процедури квінтичного сплайну Волтрінга із середньою квадратичною похибкою 10 мм 2. Кути з'єднання розраховували за моделлю повного корпусу Vicon Nexus Plug-in Gait (v 3.0). Подальший кінематичний аналіз даних проводили за допомогою написаних на замовлення сценаріїв MATLAB (The Mathworks Inc., Natick, США). Всі безперервні дані (тобто кінематичні та ЕМГ-дані) були розрізані на окремі цикли ходи (від удару п’ят однією ногою до послідовного удару п’ят тієї ж ноги, визначеного за допомогою траєкторії руху п’яткового маркера) і нормалізовані за часом, щоб позиція - і фази гойдалки мали однакову відносну довжину для всіх умов розвантаження (визначається середньою точкою відбору пальця за всіх умов).

Заходи результату

Сигнал ЕМГ був виправлений із зміщенням, відфільтрований за допомогою рекурсивного смугового фільтра Баттерворта п'ятого порядку (10–500 Гц), виправлений та згладжений за допомогою фільтра ковзного середнього з шириною вікна 11 до статистичного аналізу. Амплітуди ЕМГ нормалізувались до середнього значення найвищих 5% активності ЕМГ під час базового стану для кожної людини. Потім безперервні дані ЕМГ розрізали на фазу позиції та фазу коливання, нормували час до середнього значення фази стійкості та фази коливання за будь-яких умов (тобто 625 та 375 зразків відповідно) і згодом об'єднували, утворюючи 1000 траєкторій вибірки, що представляють ціле цикл ходи.

Статистичний аналіз

Результати

Параметри часу-відстані

Параметри часової відстані показали широкий діапазон змін щодо розвантаження тіла. Довжина кроку була значно збільшена на 30% BWS порівняно з базовим рівнем, а каденція зменшена на 40% і 50% BWS. Фаза стійкості та фаза подвійної підтримки були значно зменшені на 20% до 50% BWS, отже, фаза одноразової підтримки та повороту була продовжена при відповідних умовах розвантаження (див. Таблицю 1 для підсумкових результатів rmGLM та парних порівнянь post-hoc).

Таблиця 1

Контрасти різного рівня розвантаження порівняно з базовим рівнем

Параметр BL10% 20% 30% 40% 50%

Довжина кроку [м] *	0,435 (0,036)	0,438 (0,043)	0,444 (0,045)	0,457 (0,048)	0,445 (0,046)	0,463 (0,051)
Такт [кроки/хв] **	80,75 (6,38)	80,66 (7,88)	79,46 (8,02)	78,13 (8,89)	77,17 (9,10)	74,23 (9,64)
Фаза стійкості [%] **	64,41 (1,09)	64,19 (1,16)	63,21 (1,33)	62,23 (1,60)	61,14 (1,77)	59,42 (2,19)
Фаза коливання [%] **	35,59 (1,09)	35,81 (1,16)	36,79 (1,33)	37,77 (1,60)	38,86 (1,77)	40,58 (2,19)
Фаза однієї підтримки [%] **	35,62 (1,05)	35,75 (1,17)	36,76 (1,34)	37,90 (1,82)	38,93 (1,78)	40,48 (2,20)
Подвійна фаза підтримки [%] **	28,79 (2,13)	28,45 (2,32)	26,45 (2,67)	24,33 (3,38)	22,20 (3,54)	18,94 (4,32)
ACC тазостегнове коліно **	0,761	0,791	0,753	0,716	0,788	0,818
Колінний суглоб ACC **	0,744	0,773	0,732	0,695	0,759	0,778
SSD тазостегнове коліно [a.u.] **	0	2.07	3.41	5.39	7,95	11.34
SSD коліно-гомілковостопний [а.у.] **	0	1,58	3.37	5.37	8.21	11.26

Результат повторних вимірювань загальної лінійної моделі (rmGLM) представлений зірочками: * = p 2), що відображалося траєкторіями, що залишаються в інтервалі ± 1SD для всіх умов. Лише кут нахилу щиколотки постійно демонстрував суттєві відмінності в різних умовах розвантаження, що також було за межами діапазону ± 1SD базової ходьби: зі збільшенням кількості розвантажень щиколотка демонструвала більше тильного згинання при ударі п’ят (і протягом усієї початкової частини фази стояння, рис. . 2). RmGLM запропонував вплив розвантаження тіла на консистенцію циклограми (ACC) як для проксимальної координації стегна, так і в коліні (rmGLM: F = 8,22, p 1). На відміну від цього, різниця форм до базової лінії циклограми і, отже, якість міжсуглобової координації змінювалася із розвантаженням тіла (рис. 3, таблиця 1). Це стосувалося як координації стегна, так і колін (rmGLM: F = 54,12, с.4).

a Фігури одного суб'єкта демонструються під час базової ходьби та при підтримці ваги тіла на 50% (BWS). Кут нахилу φ обчислювали як кут між вектором грудної клітки тазу в сагітальній площині та вертикальній осі землі і показували для всього циклу ходи b. Відображається кут нахилу під час циклу ходи на всіх рівнях розвантаження (чорна область показує ± 1 стандартний інтервал відхилення під час базової лінії), а вертикальна пунктирна лінія вказує середню часову точку відбору пальців на всіх рівнях розвантаження