Pridedant pėdos standumą, keičiama vienintelės jėgos greičio elgsena vaikštant | mokslinės ataskaitos

Pridedant pėdos standumą, keičiama vienintelės jėgos greičio elgsena vaikštant | mokslinės ataskaitos

Anonim

Dalykai

  • Biomedicininės inžinerijos
  • Kaulų kokybė ir biomechanika
  • Skeletinis raumuo

Anotacija

Ankstesni žmonių judėjimo tyrimai rodo, kad pėdų ir kulkšnių struktūros gali sąveikauti sudėtingais būdais. Pėdos struktūra nusako įvesties ir išvesties svirties svirtis, kurios daro įtaką kulkšnies padų lenkiamųjų jėgą sukuriančiai jėgai stūmimo metu. Tuo pat metu pėdos deformacija gali išsklaidyti dalį mechaninės energijos, kurią sukuria plantacijos lenkiamieji elementai stūmimo metu. Mes ištyrėme šį pėdos ir kulkšnies sąveiką vaikščiojant, pridedant pėdos standumą per batus ir vidpadžius ir atlikdami ultragarsinę analizę apibūdinome atsiradusius pokyčius in vivo padus raumenų-sausgyslių mechanikoje. Dėl padidėjusio standumo sumažėjo energijos išsiskyrimas pėdoje (p <0, 001) ir padidėjo pavaros santykis (ty žemės reakcijos jėgos ir planarinių lenkiamųjų raumenų svirties rankų santykis) (p <0, 001). Pridėtas pėdos standumas taip pat pakeitė pado raumenų elgseną, sukeldamas didesnę smailės jėgą (p <0, 001) ir mažesnį fasadų sutrumpėjimo greitį (p <0, 001). Nepaisant šio jėgos ir greičio kitimo elgesio pokyčių, viso kūno medžiagų apykaitos išlaidos vaikštant padidėjo, padidėjus pėdos sąstingiui (p <0, 001). Ši padidėjusi metabolizmo kaina greičiausiai atsiranda dėl padidėjusios jėgos, reikalingos planarinėms lenkimo priemonėms, nes vaikščiojimas nelankstesniu pėdos / batų paviršiumi pažeidžia planarinių lenktuvų mechaninį pranašumą.

Įvadas

Naujausi duomenys rodo, kad pėda ir kulkšnis žmogaus judėjimo metu atspindi pagrindinius struktūros ir funkcijos ryšius. Pvz., Stumiant nuo žemės, koja funkcionuoja kaip svirtis su svirtelėmis, skirtomis įvesties jėgoms (kulkšnies padų lenkiamiesiems) ir išvesties jėgoms (toms, kurios kyla iš žemės). Kiekviename žingsnyje vaikštant ir bėgiojant, jėgos po koja plinta nuo kulno iki kojų 1, 2, 3, sukuriant nuolat kintantį šių svirties svirčių santykį arba „pavarų santykį“ 4 . Šis pėdos naudojamas krumplinis mechanizmas daro įtaką ne tik raumenų-sausgyslių svertui, bet ir raumenų-sausgyslių jėgos generavimo pajėgumui, moduliuodamas pluošto sutrumpėjimo greitį 4, 5 . Čiurnos žandikaulio lenkiamieji galvutės veikia laikydamiesi šių geometrinių apribojimų, kad pasiektų palankius jėgos ilgio 6 ir jėgos greičio profilių 7, 8, 9 veikimo taškus ir sukuria teigiamos galios sprogimą slėgio metu. Tiesą sakant, kulkšnies raumenys-sausgyslės atlieka daugiau teigiamo darbo vaikščiojant ir bėgiojant nei bet kurio kito sąnario, įskaitant kelio ir klubo 10, 11, darbas, prisidedantis prie priekinės varomosios jėgos 12 ir padidinant viso kūno mechaninę energiją 13 .

Nors atrodo, kad pėdos dantenos padeda generuoti pado lenkimo jėgą ir kulkšnies stūmimo jėgą, naujausi tyrimai parodė, kad pėda yra potenciali energijos kriauklė judėjimo metu. Iš tikrųjų didelę dalį kulkšnies raumenų-sausgyslių struktūrų sugeneruotos energijos sugeria ir išsklaido pėdos deformacija 14, 15, įskaitant metatarsalinės ir falangos sąnarių prailginimą 16, 17, 18 . Žmonėms einant greičiau, kulkšnies raumenys-sausgyslės sukuria daugiau energijos, o pėda sugeria daugiau energijos 19 . Tolesnis šios priešingos energetinės sąveikos tyrimas gali išsiaiškinti pagrindinius mechanizmus, kurie reguliuoja žmogaus judėjimo mechaniką ir energetiką. Tokios įžvalgos gali padėti geriau suprasti pėdų ir kulkšnių patologijas ir paskatinti kurti naujus nešiojamų prietaisų, tokių kaip protezai, ortozės, egzoskeletas ir avalynė, dizainą.

Galimas vertingas metodas tiriant pėdos ir kulkšnies sąveiką yra pakeisti pėdos ir batų sąsajos struktūrines savybes ir išanalizuoti atsiradusius kulkšnies funkcijos pokyčius. Pavyzdžiui, batų, turinčių padidintą vidurio pado išilginį lenkimo standumą, paskyrimas gali pakeisti pėdų mechaniką keliais būdais. Pirma, pridedamas lenkimo standumas apribotų pailgėjimą metatarsal-falangos sąnariuose, ir tikimasi, kad šis poveikis sumažins energijos išsklaidymą šioje pėdos srityje 20, 21 . Antra, ribojant metatarsalinės-falanginės jungties pratęsimą, žemės reakcijos jėga galėtų judėti toliau nuo kulkšnies sąnario centro, o tai pailgintų išvesties svirties svirtį ir padidintų pėdos ir kulkšnies komplekso pavarų santykį 22 . Ankstesni žmonių bėgimo tyrimai patvirtina šiuos lūkesčius, kai buvo nustatyta, kad padidėjęs pėdos ir batų standumas sumažina pėdos energijos išsisklaidymą 21 ir padidina pavaros santykį 22 . Nors gali būti tikimasi, kad padidėjęs greičio santykis padidins žandikaulio lenkimo jėgą, sulėtindamas raumenų ir sausgyslių susitraukimo greitį 4, 5, 23, raumenų ir sausgyslių mechanikos in vivo tyrimai vaikštant ar bėgiojant to nepatvirtino.

Šio tyrimo tikslas buvo ištirti pėdos sąnario ir kulkšnies padų lenkiamųjų raumenų-sausgyslių dinamiką einant, sistemingai didinant pėdos lenkimo standumą. Norėdami padidinti vidurio pado išilginį lenkimo standumą, mes naudojome įvairaus storio vidpadžius ir batus. Tačiau batai / vidpadžiai nebūtinai buvo skirti modifikuoti pačios anatominės pėdos standumą. Didindami lenkimo standumą siekėme, kad pėdos / batų kompleksas būtų tvirtesnis, kad būtų užkirstas kelias energijos išsisklaidymui ir pailginta pėdos išėjimo svirties ranka, taigi padidintas pavaros santykis. Kiekviename vaikščiojimo bandyme buvo naudojamas ultragarsinis tyrimas, siekiant ištirti padus raumenų fasciklinio susitraukimo pobūdį, o netiesioginei kalorimetrijai panaudojome viso kūno metabolinės energijos sąnaudas. Mes iškėlėme hipotezę, kad didesnis pjūvio santykis, atsirandantis dėl pridėto pėdos standumo, padidins soleus jėgą ir sumažins soleus fascicle sutrumpėjimo greitį. Be to, mes iškėlėme hipotezę, kad sumažėjęs padėklo sutrumpėjimo greitis įgalins ekonomiškesnę jėgos gamybą ir taip sumažins viso kūno medžiagų apykaitos energijos sąnaudas vaikštant.

Rezultatai

Pridėtas pėdos standumas

Atliekant trijų taškų lenkimo testą, nustatyta, kad batai ir trys skirtingo storio anglies pluošto vidpadžiai (0, 8, 1, 6 ir 3, 2 mm) davė vidurio pado išilginį lenkimo standumą: 14, 8 ± 0, 5, 22, 5 ± 0, 5, 28, 7 ± 0, 8., ir atitinkamai 65, 6 ± 2, 9 N / mm (vidurkis ± standartinė paklaida). Šios vertės parodo pridėto standumo (ΔK) dydį, palyginti su basomis kojomis, ir reiškia atsparumą lenkimo judesiui priekyje. Mūsų standumo vertės neviršija reikšmių, nurodytų ankstesniame tyrime 20, kai tyrėjai naudojo kontrolinius batus ir du skirtingus anglies pluošto vidpadžių sluoksnius, kurių standumo vertės buvo atitinkamai 18, 38 ir 45 N / mm, 20 .

Pėdos deformacijos galios ir pavaros santykis

Pridėtas pėdos standumas (ΔK) sumažino energijos pasiskirstymą vaikščiojant (1 pav.). Kojos deformacijos galia daugumoje stovėjimo fazių visomis sąlygomis buvo neigiama, palyginti su nedideliu teigiamos galios sprogimu prieš kojos atsitraukimą. Pridėjus pėdos standumą, reikšmingai sumažėjo neigiamo darbo mastas (p <0, 001) ir pastebimai padidėjo teigiamas darbas (p <0, 001). Visų pirma esant didžiausiai pėdos standumo sąlygai (ΔK = 65, 6 N / mm), neigiamas darbas buvo mažesnis nei visų kitų sąlygų, įskaitant 26, 3% ir 9, 8% sumažėjimą, palyginti su basomis kojomis ir mažiausiai standžiu apatu (ΔK = 14, 8). N / mm) sąlygos. Teigiamas darbas esant didžiausiai pėdos standumo sąlygai (ΔK = 65, 6 N / mm) buvo didesnis nei visų kitų sąlygų, įskaitant padidėjimą 398, 7% ir 126, 5%, palyginti su basomis kojomis ir mažiausiai standžiu apatu (ΔK = 14, 8 N / mm). sąlygos, atitinkamai. Teigiamo ir neigiamo darbo pokyčiai smarkiai sumažino grynojo darbo apimtį (p <0, 001) ir padidino pėdos standumą (ty grynasis darbas buvo mažiau neigiamas). Esant didžiausiai kojos standumo sąlygai (ΔK = 65, 6 N / mm), grynojo darbo apimtis buvo mažesnė, palyginti su visomis kitomis sąlygomis, įskaitant 36, 1% ir 18, 6% mažesnį ryškumą, palyginti su basomis kojomis, ir mažiausiai standųjį apavą (ΔK = Atitinkamai 14, 8 N / mm).

Image

a ) Slėgio centras (COP) stovėjimo metu buvo išreikštas pėdos sagitalinėje plokštumoje (N = 20). Kiekvienas apskritimas atitinka COP duomenis, apskaičiuotus pagal vidurkį, vienam procentui pozicijos. Čiurnos sąnario padėtis pėdos atžvilgiu yra pažymėta briliantais. Metatarsalio-falangos sąnario vertikalioji projekcija pėdos atskaitos rėme pažymėta brūkšniuotos vertikalios pilkos spalvos linijomis. b ) Pėdos deformacijos galia buvo normalizuota iki žingsnio ciklo (N = 20). Buvo akivaizdžios trys skirtingos galios fazės: neigiama galia iškart po kulno smūgio, neigiama galia ~ 30–60 procentų žingsnio ir teigiama galia prieš nuleidimą. ( c ) Bendras teigiamas, neigiamas ir bendras darbas buvo įvertintas žingsnio metu (N = 20, reiškia ± sem). Pridėjus pėdos standumą (ΔK), padidėjo bendras teigiamas darbas (p <0, 001), sumažėjo neigiamo darbo dydis (p <0, 001) ir sumažėjo grynojo darbo dydis (p <0, 001). P vertės rodo pagrindinį pridėto pėdos standumo poveikį. ** žymi reikšmingą poros skirtumą kiekvienos kitos sąlygos atžvilgiu. Laužtiniuose skliaustuose pateikiami papildomi reikšmingi palyginimai poromis.

Visas dydis

Slėgio centras važiavo toliau į priekį išilgai pėdos (ty iš priekio), pridėdamas pėdos standumą (1 pav.), Todėl didesnis pavaros santykis (2 pav.). Ir žemės reakcijos jėgos svirties rankena, ir planarinės lenkiamojo momento ranka, esant bet kokioms sąlygoms, nuolat keitėsi, o tai sąlygojo nekintamą pavarų santykį (ty žemės paviršiaus reakcijos jėgos svirties ir planarinės lenkiamojo momento rankos santykį) (2 pav.) . Pridėjus pėdos standumą, žemės reakcijos jėgos svirties ranka padidėjo dėl labiau priekinio slėgio centro sklidimo, o padies lenkiamojo momento ranka sumažėjo dėl didesnio kulkšnies dorsio lenkimo (papildomas S1 pav.). Šie pokyčiai smarkiai padidino didžiausią pavaros santykį (p <0, 001) ir vidutinį pavaros santykį stovėjimo metu (p <0, 001). Esant didžiausiai pėdos standumo sąlygai (ΔK = 65, 6 N / mm), didžiausio greičio perdavimo santykis buvo didesnis nei visų kitų sąlygų, įskaitant 33, 5% ir 29, 0% padidėjimą, palyginti su basomis ir mažiausiai standžiu apavu (ΔK = 14, 8 N / mm). ) sąlygos, atitinkamai.

Image

( a ) Žemės paviršiaus reakcijos jėgos (GRF) svirtis kulkšnies atžvilgiu ir padorinio lenkimo momento ranka stovėjimo metu buvo normalizuota pagal atramos procentą (N = 20). ( b ) Pavarų perdavimo santykis buvo įvertintas kaip GRF svirties svirties ir planarinio lenkiamojo momento svirties santykis stovėjimo metu (N = 20). Vertikalios linijos nusako 5 ir 95% padėties. c ) Didžiausias pavaros santykis ir vidutinis pavarų santykis buvo apskaičiuoti esant 5–95% pasipriešinimo (N = 20, vidurkis ± sem). Pridėjus pėdos standumą (ΔK), padidėjo didžiausias pavaros santykis (p <0, 001) ir vidutinis pavaros santykis stovėjimo metu (p <0, 001). P vertės rodo pagrindinį pridėto pėdos standumo poveikį. ** žymi reikšmingą poros skirtumą kiekvienos kitos sąlygos atžvilgiu. Laužtiniuose skliaustuose pateikiami papildomi reikšmingi palyginimai poromis.

Visas dydis

Vienintelis raumenų aktyvinimas, jėga, ilgis ir greitis

Pridėtas pėdos stangrumas žymiai padidino padus raumenų aktyvaciją ir jėgos galią (3 pav.). Tiksliau, pridėtas pėdos standumas padidino smailės įsijungimą (p = 0, 020), kai dvi didžiausios pėdos standumo sąlygos (ΔK = 65, 6 N / mm ir ΔK = 28, 7 N / mm) turėjo 10, 7% ir 10, 9% didesnį piko įsijungimą nei mažiausias standumas. padėklo būklė (ΔK = 14, 8 N / mm). Integruotas suaktyvinimas stovėsenos metu taip pat padidėjo, padidėjus standumui (p = 0, 013), kai tarpinė standumo sąlyga (ΔK = 28, 7 N / mm) buvo 10, 3% didesnė nei basomis. Didžiausia pėdos jėga esant didžiausiai pėdsakų standumui (ΔK = 65, 6 N / mm) buvo didesnė už visas kitas sąlygas, įskaitant 10, 7% padidėjimą, palyginti su basomis, ir 10, 5%, palyginti su mažiausiai standžiu apačios režimu (ΔK = 14, 8 N /). mm). Integruota jėga stovėsenos metu taip pat buvo didžiausia esant didžiausiam pridėtam pėdos sąstingiui: 12, 7% padidėjo, palyginti su basomis, ir 10, 7%, palyginti su mažiausiai standžiu pėdos sąstingiu (ΔK = 14, 8 N / mm).

Image

Laiko normalizuoti duomenys (a žingsnio ciklas) apie ( a ) soleus aktyvaciją (N = 19, kairė galūnė), b ) soleus jėga (N = 20, dešinė galūnė), c ) fasadinio elemento ilgis (N = 20, dešinė galūnė) ir ( d ) fascijos greitis (N = 20, dešinė galūnė). Padėties fazė paryškinta pilka spalva. Pridėjus pėdos standumą (ΔK), padidėjo smailaus soleus aktyvacija (p = 0, 020), padidėjo integruoto soleus aktyvacija stovėjimo metu (p = 0, 013), padidėjo soleus smailės jėga (p <0, 001) ir padus padidėjo. integruota jėga stovėjimo metu (p <0, 001). Be to, pridėtas pėdos stangrumas sumažino paduoklio fasciklo greitį esant didžiausiai jėgai (p <0, 001) ir sumažino vidutinį fasciklų sutrumpėjimo greitį stovėjimo metu (p <0, 001), tačiau reikšmingo poveikio fasadų ilgiui esant didžiausiai jėgai (p = 0, 182) ir vidutinis fasado ilgis stovio metu (p = 0, 408). P vertės rodo pagrindinį pridėto pėdos standumo poveikį. ** žymi reikšmingą poros skirtumą kiekvienos kitos sąlygos atžvilgiu. Laužtiniuose skliaustuose pateikiami papildomi reikšmingi palyginimai poromis.

Visas dydis

Pridėjus pėdos standumą, padidėjo vieneto įjungimo jėga (integruotosios jėgos ir integruotosios aktyvacijos santykis) (p = 0, 010) (4 pav.). Esant didžiausiai kojos standumo sąlygai (ΔK = 65, 6 N / mm), jėga, tenkanti vienetui, buvo didesnė, nei ji buvo esant dviem tarpinėms standumo sąlygoms, įskaitant 8, 8% padidėjimą, palyginti su ΔK = 14, 8 N / mm, ir 10, 9. % padidėjimas, palyginti su ΔK = 28, 7 N / mm.

Image

a ) Vienintelė smailės jėga buvo nubraižyta pagal fasado greitį didžiausio jėgos momento metu (N = 20, vidurkis ± sem). Pridėjus pėdos standumą (ΔK), didžioji plokštuminio lenkiamojo jėgos jėga pasireiškė link lėtesnio fasado greičio. Esant didžiausiam standumui (ΔK = 65, 6 N / mm), paduso fascitas faktiškai pailgėjo, kai buvo sukuriama didžiausia jėga. P vertės rodo pagrindinį pridėtos pėdos standumo poveikį, o reikšmingi palyginimai poromis žymimi laužtiniuose skliaustuose. b ) Vieno įjungimo jėga buvo kiekybiškai įvertinta kaip integruoto pado jėgos ir integruoto pado aktyvacijos santykis stovėjimo metu (N = 19, vidurkis ± sem). Pridėtas pėdos standumas padidino vieneto įjungimo jėgą (p = 0, 010). Didžiausia pridėtinė pėdos standumo sąlyga (ΔK = 65, 6 N / mm) turėjo didesnę jėgą aktyvinant vienetą, palyginti su ΔK = 14, 8 N / mm ir ΔK = 28, 7 N / mm (žymimi laužtiniuose skliaustuose).

Visas dydis

Pridėtas pėdos standumas sumažino soleus fasciklo sutrumpėjimo greitį stovėjimo metu (3 pav.). Esant bet kokioms pėdos sąlygoms, paduso liemenė sutrumpėjo beveik visos padėties metu, o sutrumpėjimo greitis buvo maksimalus maždaug pėdai paliekant žemę. Pridėtas pėdos standumas žymiai sumažino rutulinio kūno greitį didžiausios jėgos metu (p <0, 001) ir vidutinį greitį stovėjimo metu (p <0, 001). Greitis esant didžiausiai jėgai buvo artimas nuliui visomis sąlygomis, o didžiausia pridėta pėdos standumo sąlyga (ΔK = 65, 6 N / mm) turėjo mažiausią trumpėjimo greitį, įskaitant 6, 0 mm / s skirtumą, palyginti su basomis, ir skirtumą tarp pėdų. 3, 4 mm / s, atsižvelgiant į mažiausiai standų apkaustą (ΔK = 14, 8 N / mm). Pridėtas pėdos stangrumas neturėjo reikšmingos įtakos paduso raumens veikimo ilgiui, įskaitant ilgį didžiausio jėgos momento metu (p = 0, 182) ir vidutinį ilgį stovėjimo metu (p = 0, 408).

Viso kūno medžiagų apykaitos galia

Vaikščiojimas su pridėtu pėdos standumu padidino grynąją metabolinę galią (p <0, 001) (5 pav.). Esant didžiausiai kojos standumo sąlygai (ΔK = 65, 6 N / mm), metabolinė galia buvo didesnė nei visų kitų sąlygų, įskaitant padidėjimą 8, 6%, palyginti su basomis, ir 11, 1%, palyginti su mažiausiai standžiu apatu (ΔK = 14, 8). N / mm).

Image

Grynoji metabolinė galia buvo išmatuota naudojant netiesioginę kalorimetriją (N = 20, vidurkis ± sem). P reikšmė nurodo pagrindinį pridėtos pėdos standumo poveikį. Esant didžiausiam pridėtam pėdos standumui (ΔK = 65, 6 N / mm), grynoji metabolinė galia buvo didesnė už visas kitas sąlygas (žymimas **).

Visas dydis

Diskusija

Šiame tyrime mes pridėjome pėdos mechaninį standumą, kad pakeistume dvi svarbiausias pėdos funkcines savybes vaikščiojant: energijos išsklaidymą ir pavarų dėžę. Be to, padarius pėdą / batą sudėtingesnį, šios konstrukcijos išsklaidė mažiau energijos ir padidino pavarų santykį. Šie rezultatai atitinka panašius tyrimus, susijusius su bėgimu su įvairiais batų vidpadžiais 21, 22 . Panašu, kad šios pakitusios pėdos mechanikos yra ribotas metatarsal-falangos sąnarių mobilumas 24, 25 . Šios jungtys yra pagrindinis energijos išsiskyrimo šaltinis per 16, 17, 18 . Šių jungčių išplėtimas taip pat padidina žemės reakcijos jėgos svirties svirtį, todėl pėdos energijos išsklaidymo ir pavaros savybės gali būti susijusios. Tvirtesnės kojos / batai yra susiję su mažesniu energijos išsiskyrimu ir didesniu pavarų skaičiumi. Dėl pėdų mechanizmo pokyčių dėl padidėjusio standumo tikėjomės, kad vaikščiojant raumenys susitraukia.

Esant bet kokioms pėdų sąlygoms, paduso fascitai per visą stovėsenos laiką buvo labai sutrumpėję, kaip rodo ankstesni tyrimai 9, 26 . Daugelio pėdų būklės atvejais, kaip nustatyta ankstesniame tyrime, soleus fasadai buvo arba artimi izometriniams, arba didžiausio jėgos momento metu jie sutrumpėjo. Esant didesnėms pėdos standumo sąlygoms, susitraukimo greitis sumažėjo taip, kad krūtinės ląstos pailgėjimo jėgos metu pailgėjo (3 ir 4 pav.). Šis fasadinio elemento greičio sumažėjimas padėjo sustiprinti jėgos gamybą, tai rodo jėgos greičio veikimo diapazono pokytį. Šio jėgos ir greičio poslinkio mechanizmą greičiausiai lemia padidėjęs pavaros santykis. Ankstesni raumenų ir skeleto modeliavimo tyrimai parodė, kad padidėjęs žemės reakcijos jėgos (išėjimo) svirties rankena arba sumažėjus planariniam lenkimo (įvesties) momento rankos laipsniui, kuris gali ir padidinti pavaros santykį, gali prisidėti prie lėtesnio raumenų ir sausgyslių trumpėjimo greičio. 23, 27 . Įdomu tai, kad pridėjus pėdos standumą, atrodo, kad tai turi įtakos tiek išėjimo, tiek įvesties svirties svirtims, atitinkamai veikiant slėgio centro priekinei daliai ir keičiant kulkšnies sąnario kinematiką (2 pav., Papildomas S1 pav.). Taigi padidėjęs žemės reakcijos jėgos svirties petys ir padų lenkimo momento rankos sumažėjimas greičiausiai prisidėjo prie didesnės jėgos susidarymo ir lėtesnio fascito greičio, pridedant pėdos standumą.

Norėdami nustatyti, ar kiti veiksniai, be fasadinės dalies susitraukimo greičio, galėtų prisidėti prie padidėjusios pado jėgos, mes taip pat ištyrėme soleus aktyvaciją ir fascikulo veikimo ilgį. Vienintelio raumens aktyvinimas buvo didesnis, kai buvo pridėtas pėdos standumas, todėl dalį jėgos stiprinimo galime priskirti didesniam raumenų įdarbinimui. Tačiau jėga, suaktyvinta vienetui, taip pat buvo didesnė, kai buvo pridėtas pėdos standumas. Kitaip tariant, santykinis jėgos pokytis buvo didesnis nei raumenų aktyvacijos pokytis, toks, kad padidinta soleus jėga negalėjo būti paaiškinta vien padidintu aktyvinimu. Be to, pėdos standumo padidinimas neturėjo reikšmingos įtakos paduso raumens veikimo ilgiui, įskaitant vidutinį ilgį stovėjimo metu ir momentinį ilgį didžiausios jėgos metu. Atsižvelgiant į šiuos rezultatus, galima pagrįsti mūsų hipotezę, kad pridedant pėdos standumą, padidėja planarinės lenkiamosios jėgos gamyba, nes sumažėja fascito sutrumpėjimo greitis.

Kadangi tikimasi, kad lėtesnis fascikulų susitraukimo greitis leis gaminti ekonomiškesnę jėgą, mes iškėlėme hipotezę, kad padidėjus pėdos sąstingiui, viso kūno metabolinės išlaidos sumažės. Priešingai mūsų hipotezei, medžiagų apykaitos kaina padidėjo vaikščiojant su didžiausiu pėdos standumu (ΔK = 65, 6 N / mm), įskaitant 11, 1% padidėjimą, palyginti su mažiausiai sustingusiu pėdos aparatu (ΔK = 14, 8 N / mm). Šis padidėjimas yra panašus į ėjimą su maždaug 6 kg pridėtinės masės dubens 28 . Tokią padidėjusią medžiagų apykaitos kainą galima paaiškinti didesnės jėgos gamybos sąnaudomis - 29, 30 . Standus pėdos ir (arba) batų paviršius pažeidžia mechaninį padų lenkiamųjų elementų pranašumą ir reikalauja didesnio jėgos poreikio atliekant šių raumenų išstūmimą. Kitaip tariant, metabolinis poreikis sugeneruoti daugiau jėgos galėjo atsverti galimą energetinę ekonominės jėgos gamybos naudą (ty jėgos greičio poslinkį ir sustiprintą jėgą, veikiančią vienetą). Įdomu tai, kad pridėtas pėdos stangrumas taip pat sumažino teigiamą darbą, kurį sukuria plantacijos lenkiamųjų raumenų-sausgyslių mazgai (papildomos figūros S1 ir S2), nepaisant didesnės plantacijos lenkiamųjų jėgos. Šie rezultatai gali patvirtinti mintį, kad pagrindinis metabolizmo kainą lemiantis veiksnys judėjimo metu yra susijęs su raumenų jėgos gamyba 29, 30 .

Naujausi tyrimai taip pat parodė, kad keičiantis jėgos poreikiui, kylančiam dėl pado lenkimo, gali pakisti medžiagų apykaitos kaina. Įrodyta, kad, jei, pavyzdžiui, elastinis kulkšnies egzoskeletas nepatenka į apatinę žandikaulį, jis sumažina vertikalaus šuolio 31 ir 32 vaikščiojimo medžiagų apykaitą. Nors kompensacijos kituose sąnariuose tikrai galėjo įtakoti viso kūno metabolizmo sąnaudas, sąnarių mechanikos pokyčiai dėl padidėjusio pėdos stangrumo atrodė didžiausi ties kulkšnimi (papildomos S1 ir S2 pav.). Taigi dėl to kylančius medžiagų apykaitos pėsčiųjų pokyčius greičiausiai lemia papildomos jėgos poreikis, kurį sukelia plantacijų lenkiamieji elementai.

Vien tik iš šio tyrimo mes negalime galutinai atmesti galimybės, kad metabolizmo kaina galėtų būti sumažinta esant vidutiniam standumui. Nors nebuvo reikšmingo skirtumo tarp basų ir visų kitų pridėtų pėdų standumo sąlygų (išskyrus aukščiausią standumą: ΔK = 65, 7 N / mm), 10 iš 20 tiriamųjų iš tikrųjų sumažino metabolinės energijos sąnaudas vaikščiodami esant vidutinio standumo sąlygoms ( ΔK = 28, 7 N / mm), palyginti su basomis. Tokį kintantį rezultatą iš dalies galėjo lemti morfologiniai skirtumai tarp tiriamųjų. Žmogaus pėdų struktūros yra labai kintamos, kai asmenybės pokyčiai vyrauja tiesia padėklo lenkiamojo momento rankena 33, kojų pirštų ilgiai 23, arkos aukštis 34, 35 ir padų fascijos storis 36 . Visi šie veiksniai gali turėti įtakos vidiniam plikos pėdos standumui, taip pat pėdos energijos išsisklaidymo dydžiui ir greičio koeficientui einant. Taigi tikėtina, kad raumenys gali skirtingai reaguoti į padidėjusį pėdos standumą. Būsimuose tyrimuose gali reikėti atsižvelgti į individualius morfologinius pokyčius ir nustatyti, ar yra konkrečiam subjektui optimalus papildomo standumo lygis, kuris galėtų sumažinti metabolizmo sąnaudas.

Dėl pėdų struktūrų gebėjimo moduliuoti padų lenkimo funkciją, šios pėdos ir kulkšnies sąveikos panaudojimas galėtų pagerinti judėjimo efektyvumą. Nors šis tyrimas neparodė metabolinės naudos vaikščiojant su pridėtu pėdos stangrumu, gali būti, kad padidinta padikaulio lenkimo jėga gali būti naudinga atliekant kitas judėjimo užduotis, ypač kai nedviprasmiškas judesio tikslas yra maksimaliai padidinti kūno pagreitį. Pvz., Sprinteriai gali turėti unikalių morfologinių savybių, tokių kaip maža padėklo lenkimo momento ranka ir ilgi kojų pirštai, kurie galėtų padidinti jėgos gamybą, kuri gali būti naudinga varžybų pradžioje 23, 27 . Pridedant pėdos standumą, būtų galima pasiekti panašų pranašumą kaip ir sprinterių pėdai, nes padidėjęs pavaros santykis galėtų pasiekti didesnę pado lenkimo jėgą. Iš tikrųjų buvo įrodyta, kad batai, turintys padidintą vidurio strypo išilginį lenkimo standumą, padidina sprinto greitį 37 ir netgi padidina maksimalų šokinėjimo aukštį 38 . Kita vertus, patobulinti lokomotyvo ekonomiką yra sunkiau. Roy ir Stefanynshyn nustatė, kad batų standumo pridėjimas suteikia labai nedidelę metabolinę naudą (~ 1%) bėgiojant po maksimalų. Galbūt sunku sumažinti metabolizmo sąnaudas bėgiojant ar vaikštant po maksimalų, nes žmogaus raumenys jau dirba labai efektyviai - 39, 40, 41 . Ypač kulkšnies plokščiosios dalies lenkiamieji elementai veikia palankiose jėgos ilgio ir jėgos greičio profilių vietose einant ir bėgiojant. 6, 7, 8, 9 . Pridedant pėdos standumą atliekant šias submaksimalias užduotis, būtų galima daugiau padaryti, kad padidėtų planarinės lenkiamosios jėgos poreikis, siekiant įveikti pažeistą mechaninį pranašumą, o ne skatinti ekonomiškesnę jėgos gamybą (ty padidėjus vienai jėgai jėga dėl palankaus jėgos poslinkio). veikimo greičio diapazonas).

Norint patobulinti judėjimo ekonomiką ir suteikti papildomą pėdos standumą, labiau tikėtina, kad tikslai bus nukreipti į judesio užduotis, kai raumenys dirba mažiau ekonomiškai, arba užduotis, kurioms atlikti reikalinga didesnė raumenų jėga. Pvz., Esant dideliam ėjimo greičiui, artėjančiam perėjimui nuo ėjimo iki bėgimo, kulkšnies padorinių lenkiamųjų jėga sukurianti galią sumažėja dėl greitesnio sutrumpėjimo greičio 8, 9, 42 . Taip pat, vežant krovinį, apatinių galūnių raumenys, įskaitant padų lenktuvus, turi sugeneruoti daugiau jėgos, kad kompensuotų papildomą poreikį palaikyti papildomą svorį 29 . Šių pratimų metu pridėjus pėdos standumą, galimai pagerės judėjimo ekonomija, todėl ateityje atliksime tyrimus, kad patikrintume šią hipotezę. Šios pastangos ir toliau bus nukreiptos į pagrindinius žmogaus pėdos ir kulkšnies struktūros ir funkcijos ryšius ir gali suteikti naujų įžvalgų, kaip pagerinti žmogaus darbą ar atkurti normalų žmonių, turinčių sutrikusias pėdų ir kulkšnių funkcijas, judėjimą.

Šis tyrimas turi keletą pastebimų trūkumų. Pirma, mūsų metodas padidinti vidurio pado išilginį lenkimo standumą turėjo įtakos tiek pėdos energijos išsisklaidymui, tiek žemės reakcijos jėgos svirties svirties aplink kulkšnį. Taigi šis tyrimas negali atskirti jų nepriklausomo poveikio, todėl gali prireikti būsimo tyrimo, apimančio įvairaus standumo ir geometrijos avalynę. Kitas galimas klaidinantis kintamasis, dėl kurio sunku atskirti padidėjusio pėdos stangrumo poveikį medžiagų apykaitos kainai, yra pridėta batų ir vidpadžių masė 28, 43 . Šiame tyrime mes nekontroliavome, ar pridedama batų ir (arba) vidpadžių masė, nes iš pradžių tikėjomės, kad nepaisant pridėtos masės, metabolizmo kaštai gali sumažėti. Todėl mes apskaičiavome „pakoreguotą“ viso kūno metabolinę galią, kad būtų atsižvelgta į masės skirtumus visose pridėtose pėdų standumo sąlygose, remiantis paskelbtais Browning et al rezultatais . 28, ir mes nustatėme, kad didžiausia standumo sąlyga vis tiek turi didesnes metabolizmo sąnaudas, palyginti su visomis kitomis sąlygomis. Taigi tikėtina, kad pridėta pėdos masė nepakeitė bendros šio tyrimo išvados.

Mūsų metodas, kaip kiekybiškai įvertinti pado fasadinės dalies jėgą, taip pat turi keletą apribojimų. Analizė remiasi prielaidomis, kad jėga yra proporcinga fiziologiniam skerspjūvio plotui ir kad santykiniai raumenų aktyvinimai tarp visų padų lenkiamųjų raumenų yra panašūs. Raumenų aktyvacijos pokyčiai skirtingose ​​pėdos standumo sąlygose buvo panašūs trims iš keturių užfiksuotų raumenų (padus, šoninis gastrocnemius ir priekinis blauzdikaulis), nes padidėjęs pėdos stangrumas žymiai padidino šių raumenų aktyvaciją (papildomas S3 pav.). Be to, mūsų vertinimai apie pado jėgą daro prielaidą, kad antagonistinių raumenų, tokių kaip priekinis blauzdikaulis, indėlis yra nereikšmingas, o didelis šių raumenų aktyvumas nuvertintų faktinę pado jėgą. Nors blauzdikaulio priekinis aktyvumas buvo didesnis esant didesnėms pėdos standumo sąlygoms, padidėjęs suaktyvinimas pirmiausia įvyko ankstyvojoje stovėsenos fazėje, o ne per atsispaudimą (papildomas S3 pav.). Be to, padidėjus blauzdikaulio priekiniam suaktyvinimui, bus nepakankamai įvertinta vienintelės jėgos jėga esant didesnėms pėdos standumo sąlygoms, o tai iš tikrųjų padėtų sustiprinti bendras išvadas, kad padidėjęs pėdos standumas padidino soleus jėgą. Šiam tyrimui mus labiausiai domino jėgos kitimas skirtingomis pėdos standumo sąlygomis, o ne absoliutus jėgos dydis. Esame įsitikinę, kad būdingi soleus fasciklinės jėgos įverčių apribojimai neturi įtakos bendroms šio tyrimo išvadoms.

Išvados

Šiame tyrime manipuliavome dviguba pėdos funkcija (pavarų svirtimi ir slopintuvu energijos išsklaidymui), pridedant standumą prie batų ir vidpadžių. Šios pakitusios pėdos / batų / vidpadžio struktūrinės savybės moduliavo jėgą sukuriantį pado raumens pajėgumą. Pridėjus pėdos standumą, padidėjo vienintelės jėgos išvestis ir jėga, veikianti vienetą, o tai greičiausiai palengvins sumažėjęs fasadų sutrumpėjimo greitis. Nepaisant šio besikeičiančio jėgos ir greičio elgesio su padu, visam kūnui metabolinės energijos sąnaudos padidėjo, kai vaikščiojama su ypač tvirtais pėdų ir batų deriniais. Ši padidėjusi medžiagų apykaitos kaina greičiausiai atsiranda dėl papildomos jėgos, reikalingos plantacijų lenkikliams, nes vaikščiojimas standžia sąsaja nuo žemės iki žemės kenkia planarinio lenkimo mechaniniam pranašumui.

Metodai

Standumo pridėjimas pėdai su batais ir vidpadžiais

Norėdami padidinti pėdos ir batų komplekso lenkimo standumą, sukūrėme trijų skirtingų storio anglies pluošto vidpadžių: 0, 8, 1, 6 ir 3, 2 mm. Šie nestandartiniai vidpadžiai buvo suprojektuoti taip, kad tilptų į standartizuotą batą („New Balance 1400“), kurio dydžiai svyruoja nuo moteriškos lyties nuo 37 (euras) iki vyriško 46 ar ilgio nuo 23, 5 iki 29, 4 cm. Įprasti vidpadžiai atkartojo originalių batų vidpadžių formą taip, kad vaikščiojant, įprastus vidpadžius buvo galima įdėti po apavo vidpadžiais. Norėdami išmatuoti batų ir vidpadžių išilginį lenkimo standumą, mes panaudojome instrumentinį mechaninio bandymo aparatą (Mechanical Testing Systems, MN, JAV), kad atliktume trijų taškų lenkimo analizę, aprašytą ankstesniuose tyrimuose 20, 21 . Tiksliau, batai buvo dedami į rėmą su dviem atraminiais strypais, esančiais 8, 0 cm atstumu vienas nuo kito, po priekine koja. Cikliniu būdu (20 ciklų, kurių greitis 15 mm / s) vertikalus poslinkis buvo atliktas ant batų nugaros paviršiaus viduryje tarp dviejų atraminių strypų, sukeldamas lenkimą metatarsal-falanginėje batų srityje. Avalynės ir batų su vidpadžiais lenkimo standumas buvo įvertintas pagal jėgos poslinkio duomenų (surinktų 100 Hz) tiesinės regresijos nuolydį poslinkio intervale nuo 5 iki 10 mm pakrovimo metu. Mes pasirinkome šį apkrovos diapazoną, priešingai nei ankstesniuose tyrimuose naudotas 5–6 mm poslinkis 20, 21, nes anglies pluošto vidpadžių įlinkis šiuo poslinkio diapazonu buvo ryškesnis. Linijinio standumo įvertinimo tiesinė regresija buvo pateisinama, nes visų išbandytų batų ir vidpadžių tiesinės linijos nustatymo koeficientas (R 2 ) buvo didesnis kaip 0, 98.

Eksperimento protokolas

Protokolą patvirtino Šiaurės Karolinos universiteto institucinė apžvalgos taryba (IRB) Chapel Hill mieste, JAV. Twenty healthy subjects (10 females and 10 males; ages 24.2 ± 1.1 years, mass 74.0 ± 3.5 kg and height 1.73 ± 0.02 m; mean ± standard error) signed an informed consent to participate in this study. The methods were carried out in accordance with the IRB-approved protocol. The subjects walked on an instrumented treadmill (Bertec, Columbus, OH, USA) on two separate days: one day to collect metabolic energy expenditure, and the other to analyse lower limb neuromechanics that included muscle activation, foot mechanics, and soleus muscle fascicle behaviour (Fig. 6). The order of the days was randomized, with the two testing days separated by approximately 24 hours. On each testing day, subjects walked at 1.25 m/s under five different foot conditions in a randomized order: barefoot (ΔK = 0), shod (ΔK = 14.8 ± 0.5 N/mm), shod with 0.8 mm insole (ΔK = 22.5 ± 0.5 N/mm), shod with 1.6 mm insole (ΔK = 28.7 ± 0.8 N/mm), and shod with 3.2 mm insole (ΔK = 65.6 ± 2.9 N/mm).

Image

Each subject walked on an instrumented treadmill at 1.25 m/s under 5 conditions in a randomized order: barefoot, shod, and shod with three levels of added insole thickness. Data collection was separated in two testing sessions separated by approximately 24 hours: one day for metabolic energy analysis, and another day for lower limb mechanics including ultrasound and electromyography. The order of the days was randomized. Rate of whole-body metabolic energy expenditure was analysed using indirect calorimetry. B-mode ultrasound images were acquired from the right soleus muscle, while electromyography sensors were placed on the ankle muscles of the left limb including lateral and medial gastrocnemius, soleus, and tibialis anterior.

Visas dydis

Analysis: Metabolic Energy Expenditure using Indirect Calorimetry

A portable metabolic measurement system (Oxycon Mobile, Viasys Healthcare, CA, USA) was used to acquire rates of oxygen consumption and carbon dioxide production. All walking trials lasted seven minutes, and averaged data from the last two minutes were used to estimate rates of metabolic energy expenditure using a standard equation 44 . Net metabolic power (normalized by body mass) during the walking trials was estimated by subtracting the metabolic power during 7 minutes of quiet standing 29 .

Analysis: Lower Limb Mechanics

An eight-camera motion analysis system (Vicon, Oxford, UK) was used to capture lower-limb kinematic data (250 Hz) and an instrumented treadmill was used to collect kinetic data (1000 Hz). A six degree-of-freedom market set 45 was used to track lower extremity motion. A 2 nd order dual-pass low-pass Butterworth filter was applied to the kinematic (6 Hz) and kinetic (25 Hz) data.

Analysis: Foot Deformation Power

Foot deformation power (P ftd ) was quantified using a deforming segment model described previously 14, 15, 19 . Briefly, this technique encompasses the movement of the forces underneath the foot to quantify the rate of energy stored, released, generated, and/or dissipated. Specifically, P ftd is calculated as:

Image

where F grd is the ground reaction force, v ftd is the velocity of foot deformation (or the velocity of the centre-of-pressure in the foot's reference frame), M free is the free moment of the ground reaction force, and ω ft is the angular velocity of the foot segment. v ftd is calculated as:

Image

where v cm_ft is the centre-of-mass of the foot, and r COP is the vector from the foot's centre-of-mass to the centre-of-pressure. To visualize how the forces propagate underneath the foot, the centre-of-pressure data were transformed in a foot-based coordinate system 3 (Fig. 1).

We use the terms 'foot deformation' loosely, as foot deformation power could be attributed to muscle-tendon structures of the foot 46, 47, soft tissue deformation 19, or non-anatomical structures 15, 48 that may include shoe and insole contributions. The negative and positive work performed by these foot structures was determined by taking the time-integral of the negative and positive portions of foot deformation power, respectively. Net work was calculated as the sum of negative and positive work.

Analysis: Gear Ratio

Gear ratio during stance was calculated as the ratio of the lever arm of the ground reaction force (relative to the ankle joint centre, in the sagittal plane) and the moment arm of the plantar flexor muscle-tendon unit. To estimate changes in plantar flexor moment arm during walking, we developed a model-based estimate of moment arm as a function of ankle dorsi-plantar flexion angle 49 . This model was derived by combining: (1) subject-specific anthropometric measurements obtained when the ankle was at a neutral angle, and (2) generic regression model of moment arm as a function of dorsi-plantar flexion angles, based on published in-vivo data derived from magnetic resonance imaging 50 . Subject-specific anthropometry was obtained by capturing a digital photograph of the subjects' right foot as the subject stood at a neutral 90 degree ankle angle on a reference block (Supplementary Fig. S4). This block served as a calibration object to convert pixel coordinates of the photograph to metric units. Using a custom-written digitizing software (Mathworks, MA, USA), we digitized two anatomical landmarks: the lateral malleolus and the posterior aspect of the Achilles tendon at the same height as the malleolus. The distance between these two landmarks defined the plantar flexor moment arm at a neutral ankle angle. This derived subject-specific moment arm was divided by the moment arm estimated at neutral ankle angle using the generic regression model with data from Maganaris et al . 50, to give a moment arm scaling factor. This scaling factor was then used to convert the generic model estimates to a subject-specific prediction of plantar flexor moment arm as a function of ankle dorsi-plantar flexion angles. Using this model, the plantar flexor moment arm during stance phase of walking was estimated based on the ankle angle measurement from the motion capture system. Generally, the plantar flexor moment arm decreases as ankle dorsi flexion angle increases 50 .

The peak gear ratio and the average gear ratio were calculated from 5–95% of stance 22 . This interval was chosen because the estimates of ground reaction force lever arm are susceptible to error at low magnitude of ground reaction force 22 .

Analysis: Electromyography

Surface electromyography (EMG) data were recorded (Biometrics, Newport, UK) from the soleus (SOL), medial gastrocnemius (MG), lateral gastrocnemius (LG), and tibialis anterior (TA) of the left leg only. Only the soleus EMG data are reported in the main text, and the remaining EMG data are included as Supplementary data (Supplementary Fig. S3). The EMG signals were high-pass filtered with 2 nd order dual-pass Butterworth filter (20 Hz), rectified, and low-pass filtered with a 2 nd order dual-pass Butterworth filter (10 Hz) to create a linear enveloped EMG. The time integral of the processed EMG data was computed during the stance phase of walking, when the vertical ground reaction force exceeded 20 N. EMG data from one subject were omitted due to technical difficulties.

Analysis: Soleus muscle fascicle behaviour using ultrasonography

A flat-shaped linear ultrasound probe (LV 7.5/60/96Z; Telemed, Lithuania) was used to acquire images of soleus muscle fascicle from the right leg (sampled at 80 Hz). The probe was placed over the medial gastrocnemius, and the probe placement was adjusted until the soleus fascicles were visible from superficial to deep aponeurosis. The probe was secured using a self-adhesive elastic wrap. Accuracy and reliability of this technique for fascicle length measurements have been described in previous studies 51, 52, 53 . To quantify fascicle length and pennation angle changes, a previously validated automatic tracking software 54, 55 along with an algorithm to account for temporal drift 56 were used. If the tracking algorithm was unable to define the ends of the fascicles, we manually corrected the fascicle endpoints. All images were visually inspected to verify accurate tracking. Soleus fascicle velocity was calculated by differentiating the fascicle length with respect to time.

To quantify soleus fascicle force, we used an approach similar to Farris et al . 31 An estimate of net ankle moment (derived from inverse dynamics) was divided by the subject-specific plantar flexor moment arm to compute plantar flexor force. The soleus contribution to this force was estimated using physiological cross-sectional area of the soleus relative to all other plantar flexor muscles (scaling factor of 0.54) 57 . Finally, the soleus muscle-tendon force was then divided by the cosine of the soleus pennation angle to estimate the soleus fascicle force.

To relate soleus fascicle force and muscle activation, we computed force per unit activation, which is the ratio of integrated force to integrated EMG during stance. Soleus kinetic measures were obtained from the right leg and EMG measures were acquired from the left leg, because the ultrasound probe prevented adequate placement of EMG electrodes on the same leg. Thus, we assumed symmetry between limbs.

Statistical Tests

The main outcome variables for this study included: mechanical work due to foot deformation (negative, positive, and net work), peak and average gear ratio, soleus fascicle force (integrated force during stance and peak during stance), fascicle length (average length during stance and instantaneous length at the time of peak force), fascicle velocity (average velocity during stance and instantaneous velocity at the time of peak force), soleus muscle activation (integrated EMG during stance, and peak), force per unit activation, and whole-body net metabolic power. We used a one-factor repeated-measures ANOVA to assess the effects of added foot stiffness on the main outcome variables. The level of statistical significance was set at α = 0.05. When a significant main effect was found, Tukey-corrected post hoc tests were used to make pairwise comparisons across the foot conditions. All values presented in this study are the mean plus and minus the standard error of the mean, unless otherwise noted.

In all figures (Figs 1, 2, 3, 4, 5), the reported p-values signify the main effect of added foot stiffness on the outcome variables. Additionally, we reported significant pair-wise comparisons on each figure with annotations. When one foot stiffness condition was significantly different with respect to each of the other conditions, we used the symbol (**). All additional significant pair-wise comparisons were annotated with a square bracket symbol.

Papildoma informacija

How to cite this article : Takahashi, KZ et al . Adding Stiffness to the Foot Modulates Soleus Force-Velocity Behaviour during Human Walking. Mokslas. Rep. 6, 29870; doi: 10.1038/srep29870 (2016).

Papildoma informacija

PDF failai

  1. 1.

    Papildoma informacija

Komentarai

Pateikdami komentarą jūs sutinkate laikytis mūsų taisyklių ir bendruomenės gairių. Jei pastebite ką nors įžeidžiančio ar neatitinkančio mūsų taisyklių ar gairių, pažymėkite, kad tai netinkama.