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Neuroscience

フォースプラットフォーム記録を用いた生体力学的解析のための歩行開始の姿勢構成

Published: July 26, 2022 doi: 10.3791/64088
Automatic Translation
1,2,3, 2,3,4, 2,3, 2,3
1LADAPT Loiret, Centre de Soins de Suite et de Réadaptation, 2CIAMS, Université Paris-Saclay, 3CIAMS, Université d'Orléans, 4Université Libre de Bruxelles, Belgique

Summary

本稿では,歩行開始の姿勢構成を調査するために開発された材料と方法について述べる.この方法は、力のプラットフォームの記録と、重心と圧力運動の中心を計算するための力学の直接原理に基づいています。

Abstract

歩行開始(GI)は、正行姿勢と定常状態の移動の間の過渡期であり、身体運動とバランス制御の根底にある基本的な姿勢メカニズムへの洞察を得るために文献で古典的に使用されている機能的課題および実験パラダイムです。GIの調査は、高齢者および神経学的参加者(パーキンソン病患者など)の姿勢障害の生理病理学のより良い理解にも貢献しています。そのため、特に転倒予防の観点から、重要な臨床的意味を持つことが認識されています。

この論文は、生体力学的アプローチ を介して GI姿勢組織を調査するために開発された材料と方法に関する情報を学者、臨床医、および高等教育機関の学生に提供することを目的としています。この方法は、力のプラットフォームの記録と力学の直接原理に基づいており、重心と圧力の中心の運動学を計算します。これら2つの仮想点間の相互作用は、安定性と全身の進行の条件を決定するため、この方法の重要な要素です。プロトコルでは、参加者は最初に直立した姿勢で動かずに立って、少なくとも5mのトラックの終わりまで歩き始めます。

GI速度(遅い、自発的、速い)と時間圧のレベルを変えることをお勧めします-歩行は、出発信号の配信後(高レベルの時間的圧力)または参加者が準備ができたとき(低レベルの時間的圧力)にできるだけ早く開始できます。この手法で得られた生体力学的パラメータ(例えば、予測姿勢調整の持続時間と振幅、ステップ長/幅、性能、安定性)を定義し、その計算方法を詳述する。さらに、健康な若年成人で得られた典型的な値が提供される。最後に、代替方法(モーションキャプチャシステム)に関する方法の重要なステップ、制限、および重要性が議論される。

Introduction

歩行開始(GI)は、正行性姿勢と定常状態の移動の間の過渡期であり、全身の推進と安定性を同時に必要とする複雑な運動タスク中の姿勢制御を調査するために文献で古典的に使用されている機能的タスクおよび実験パラダイムです1。パーキンソン病2、脳卒中3、進行性核上性麻痺4、「高レベルの歩行障害」5などの神経疾患を持つ患者は、歩行を開始することが困難であることが知られており、転倒のリスクが高くなります。したがって、基礎科学と臨床科学の両方にとって、歩行開始時に作用する姿勢制御メカニズムについての洞察を得るための概念と方法を開発し、科学的知識と歩行および平衡障害の病態生理学のより良い理解を得て、適切な介入を通じてそれらを修復できるようにすることが重要です。

歩行開始の生体力学的組織化の概念を以下に説明し、そしてこの組織を調査するために設計された古典的な方法はプロトコルのセクションで詳述されている。GIは、スイングヒールオフ前に全身に起こる動的現象に対応する「予測姿勢調整」(APA)フェーズ、「アンロード」フェーズ(スイングヒールオフとトーオフの間)、スイングフットがサポート面に接触した時点で終了する「スイング」フェーズの3つの連続フェーズに細分できます。GIプロセスのこの古典的な細分化は、Belenkiiらの先駆的な研究に端を発しています6,8、直立姿勢で水平に自発的に腕を上げる際の姿勢と動きの調整に焦点を当てています。このパラダイムでは、腕の上げに直接関与する身体セグメントは「焦点」鎖に対応し、焦点鎖の近位部分と支持面との間に介在する身体セグメントは「姿勢」鎖9に対応する。これらの著者らは、腕を上げる前に、姿勢連鎖における動的および筋電図的現象が体系的に先行し、これを「予測姿勢調整」と呼んだと報告した。GIの場合、スイングヒールオフ(または著者によってはスイングトゥオフ)は、歩行運動の開始と見なされます10。したがって、この瞬間以前に生じる動的現象はAPAに対応し、揺動肢は焦点鎖11の構成要素であると考えられる。この声明は、運動の生体力学的組織の古典的な概念と一致しており、それによれば、いかなる運動行為も焦点および姿勢の構成要素を伴わなければならない12,13。

生体力学的観点から、GIに関連するAPAは、圧力中心の後方および中外側(スイングレッグサイド指向)の変位として現れ、重心を反対方向(スタンスレッグ側に向かって前方および方向)に推進するように作用します。圧力変位の予測後方中心が大きいほど、フットコンタクト時の前方重心速度の観点からモーター性能が高くなります10,14。また、重心を立脚側に推進することで、GI 1,15,16,17の揺動段階で中横方向の安定性を維持するのに貢献します。現在の文献は、この安定性の予測的制御の変化が高齢者の転倒の主な原因であることを強調しています1。GI中の安定性は、支持基盤内の重心の速度と位置の両方を考慮した量である「安定性マージン」18の適応により文献で定量化されています。APAの発達に加えて、重力の影響下でのGIのスイングフェーズでの重心の落下は、スタンス脚の上腕三頭筋によって積極的にブレーキされることが報告されています。このアクティブブレーキは、足の接触後の安定性維持を容易にし、支持面4へのスムーズな足着地を可能にする。

この論文の目的は、生体力学的アプローチを介してGIの姿勢構成を調査するために、私たちの研究室で開発された材料と方法に関する情報を学者、臨床医、および高等教育機関の学生に提供することです。この「グローバル」方法(以下に詳述する理由から「動的」方法に同化することもできます)は、ブレニエールと共同研究者10,19によって開始されました。重心の加速度と圧力中心の瞬間位置の両方を計算することは、力学の直接的な原理に基づいています。これらの各ポイントは、ムーブメントに固有のグローバルな表現です。

1つは、運動の目的に関連するすべての身体セグメントの動きの瞬間的な表現です(重心、例えば、GI中の身体の進行速度)。もう一つ(圧力の中心)は、この目的を達成するために必要な支持条件の表現です。これらの2点の瞬間的な位置は、歩行開始のために満たされるべき姿勢動的条件を反映している。フォースプラットフォームは、移動中に支持面に作用する外力とモーメントを直接測定できるため、このモデルに適した機器です。また、自然な動きの実行を可能にし、特別な準備を必要としません。

GIの姿勢組織に影響を与えることは、生体力学的、(神経)生理学的、心理的、環境的、および認知的要因を含む多くの要因が知られています1,20。この論文は、GIの速度と時間圧の2つの要因の影響に焦点を当て、健康な若年成人で得られた典型的な値を提供します。

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Protocol

以下に説明するプロトコルは、パリサクレー大学の人間研究倫理委員会のガイドラインに従います。参加者は同意書を承認し、署名しました。

1. 参加者

  1. 実験に少なくとも15人の健康な若年成人参加者(20〜40歳)を含めます。
    注:この推奨される被験者数は、GIに関する文献で古典的に考慮されているものに対応しています。
  2. 歩行補助具、視覚、聴覚、整形外科の問題、特定された神経障害、認知症、認知障害(つまり、ミニメンタルステート試験のスコア25<)、および転倒の病歴のある参加者を除外します。
  3. 実験の性質と目的を通知した後、参加者に書面による同意を提供するように依頼します。
  4. 実験がヘルシンキ宣言で設定された基準に準拠していることを確認してください。

2.実験室の準備

  1. フォースプラットフォームが、最初のステップの最後にスイングフット全体が着地するのに十分な長さであることを確認してください。そうでない場合は、2つの小さな距離の力のプラットフォームを使用し、参加者は最初の1つで最初の姿勢で立ち、最初の21の前に置かれた2番目の姿勢でスイングフットを打ちます。どちらの場合も、定常状態の歩行に到達するために、フォースプラットフォームが少なくとも5 mの長さのトラックに埋め込まれていることを確認してください。
    注:実験変数のセット全体を計算するには、3Dモーメントとフォースを登録するフォースプラットフォームが必要です(セクション5を参照)。
    1. 安全対策として、実験に虚弱な患者(神経学的患者など)が含まれる場合は、ハーネスを天井に取り付け、フォースプラットフォームのグランドアックスの中央に配置します。
  2. フォースプラットフォームを調整します。 オートゼロ ボタンをクリックします。
  3. 仕訳帳のインポート
    1. クオリシストラックマネージャーを開きます。
    2. 「プロジェクト」フォルダを選択して開きます。
  4. 患者フォルダを作成します。
    1. [ 追加] をクリックし、 患者を選択します。
    2. 必要に応じて、患者 ID、名、姓、生年月日、性別、コメントなどのラベルを入力します。
    3. [ 追加] をクリックし、[ 歩行 セッション] を選択します。
    4. ラベルを入力します:ケースID、テストオペレーター、必要に応じてコメント、診断、二次診断、罹患側、総運動機能分類、機能的可動性スケール、身長、体重、脚の長さ左、脚の長さ右、膝幅左、膝幅右、足首幅左、足首幅右、足裏デルタ左、足裏デルタ右、肩オフセット左、肩オフセット右、肘幅左、 肘幅右、手首幅左、手首幅右、手太さ左、手太右、マーカー直径。
    5. [ 追加] をクリックし、[ マーカーレス セッション] を選択します。
    6. ラベルを入力します:テスト条件、Prothesis_Orthosis、外部補助、外部援助側、個人援助側、個人援助側、必要に応じてコメント、テストオペレーター、およびイベントモード(複数のフォースプレートを選択)。
  5. [フォースプレートオートゼロ]をオンにします。
    1. [ツール] を選択します。
    2. フォースプレートをクリックします。
    3. ラベルボックスの[ プレビュー開始時 ]をクリックします 「プレートオートゼロを強制する」.
  6. フォースプラットフォームからのベースライン信号(フォースとモーメント)が、充電されていないときにゼロになっていることを確認します。
    1. [ 新規 ]をクリックするか、ショートカットCtrl + Nを使用します。
    2. データ情報ウィンドウ1をクリックするか、ショートカットCtrl + Dを使用します。
    3. [ フォースデータの表示 ]をクリックするか、ショートカットCtrl + Dを使用します。
    4. [強制]をクリックし、[プロット]を選択します。

3. 実験手順

  1. 参加者に、自然な直立姿勢で力の台の上に裸足で動かず、腕を両脇にゆるくぶら下げ、視線を少なくとも5 m離れた目の高さにあるターゲットに向けるように依頼します(図1)。
    注意: 最初の姿勢でフォースプラットフォーム上の足の位置を描きます(チョークなど)。各試行後に、参加者がこれらのマークに足の位置を変えることを慎重に確認してください。最初の足の位置はGIのAPA機能に影響を与えるため、この点は重要です。
  2. 目を閉じて最初の姿勢で参加者の背中を軽く押して、一歩前進を促して、参加者の優先開始脚を決定します。
  3. 参加者に、彼らが実行するタスクは、好みの脚で立った姿勢から歩行を開始し、トラックの終わりまで歩き続け、その後静かに最初の立った姿勢に戻ることであることを説明します。
    注:実験中に歩行が開始されない場合は、特定の試験で特定された優先脚で歩行を開始し、試行を繰り返します。
  4. 歩行は,準備信号と出発信号という2つの連続する信号(音響,視覚,触覚)に従って開始されることを説明します(ステップ3.6および3.7を参照)。
  5. 速度と時間圧に関する指示を説明します(手順3.8〜3.10を参照)。
  6. 最初の(準備)信号を参加者に届けます。動かないように立ち、この最初の信号でGIを予測しないように指示します。
  7. 準備信号の後、ランダムな2〜5秒の遅延に続いて、2番目の(出発)信号を配信します。
    1. この2番目の信号を配信する前に、参加者が視覚的に動かないことを確認してください。圧力変位の前後または中外側中心の時間プロットでオンラインで不動性を確認します
      注意: それらが動かない場合、APA発症の検出(ステップ5.1.1)は難しい場合があります。
  8. 参加者に、歩行を開始するように指示します i)できるだけ早く(つまり、反応時間条件で)、またはii)準備ができたら(つまり、自己開始状態で)出発信号に続いて。
  9. GIに課せられる「時間圧」の条件を変えます(すなわち、低時間圧(自己開始条件)と高時間圧(反応時間条件))。
  10. GI速度の条件(遅い、自発的な、速い条件)を変えます。
    1. 実験条件の数を制限し、疲労を避けるために、参加者に、低時間圧または高時間圧条件下でGI速度の2つの条件(たとえば、低速と高速)のみを実行するように指示するか、その逆(つまり、高時間圧および低時間圧条件下で低速または高速のGI)を実行するように指示します。
      注意: 時間圧とGI速度に関する指示を頻繁に繰り返します。
  11. 各実験条件で一連の10回の連続試行を実行するように参加者に指示します。
    注:一連の5つの試験は、高齢者またはパーキンソン病の患者には十分です22。
    1. 参加者全体のGI速度と時間圧の条件をランダム化して、順序効果を回避します。
  12. 疲労の影響を避けるために、連続する条件の間に少なくとも2分の休息を課します。
  13. 各条件で、参加者が記録の前に2つの習熟試験を実行できるようにします。
  14. 準備信号の開始の数秒前にフォースプラットフォームからのデータ収集をトリガーし、参加者がフォースプラットフォームを離れると停止します。

Figure 1
図1:実験のセットアップ。 参加者は最初に、少なくとも5 mの長さのトラックに埋め込まれたフォースプラットフォーム(1)に立ち(2)、視線は目の高さでターゲットに向けられます(3)。 この図の拡大版を表示するには、ここをクリックしてください。

4.フォースプラットフォームキネティクス記録の処理

  1. 15 Hzのカットオフ周波数でラグのないローパスバターワースオーダーを使用して、フォースプラットフォームからデータをフィルタリングします。
    1. ファイルをインポートします。
    2. Visual3D を開きます。
    3. ファイル「プロジェクト」を選択して開きます。
    4. 加工
      1. [パイプライン] をクリックするか、ショートカット F11 を使用します。
      2. 信号フィルタを選択します。
      3. [ Lowpass_Filter] を選択します。
      4. [ 実行]をクリックします。
  2. フォースプラットフォームから100Hzのレートでデータを収集します。
    1. [パイプライン] をクリックするか、ショートカット F11 を使用します。
    2. ファイルの保存/エクスポートを選択します。
    3. [ Export_Data_To_Acsii_File] を選択します。
    4. [ 編集]をクリックします。
    5. [正規化するポイント数] ラベルに「100」と入力します。
    6. [ 実行]をクリックします。
  3. ニュートンの第2法則10,23を使用して、力プラットフォームで得られた3D地面反力(補足図S1を参照)から、前後(x''G)、中外側(y''G)、および垂直(z''G)方向に沿った瞬間重心加速度の時間プロットを計算します。
    注:ニュートンの第2法則によると、システムに加えられる外力の合計は、このシステムの質量(m)に重心の加速度を掛けたものに等しくなります。したがって、この研究で説明されているGIプロトコルでは、参加者に加えられる唯一の外力は体重(BW)と地面反力(R)です。式 (1)、(2)、および (3) は次のように記述できます。
    x''G = Rx / m (1)
    y''G = Ry / m (2)
    z"G = (Rz - BW) / m (3)
    ここで、Rx、Ry、Rzは、それぞれベクトル接地反力の瞬間的な前後、中外側、および垂直成分です。x''G、y''G、およびz''Gの典型的なプロットを 図2に示します。
  4. ゼロに等しい積分定数(つまり、ヌル10と見なされる3D初期重心速度)を使用して、3D重心加速時間プロットの単純な数値積分を使用して、重心速度の3D時間プロットを計算します。重心の前後速度、中外側速度、垂直速度(それぞれx'G、y'G、z'G)の典型的な時間プロットについては、 図2 を参照してください。
  5. y'G時間プロットの追加積分を実行して、中横方向に沿った重心の変位を取得します。この量を使用して、「安定マージン」を計算します(ステップ5.3.5.2を参照)。
  6. 式(4)と式(5)を使用して、力プラットフォームデータから圧力中心の中外側(yP)および前後(xP)変位を計算します。
    Equation 1(4)
    Equation 2(5)
    ここで、MxとMyはそれぞれ前後方向と中外側方向の周りの瞬間的な瞬間です。Rx、Ry、およびRzは、それぞれ瞬間的な前後、中外側、および垂直の地面反力です。dzは、フォースプラットフォームの表面とその原点(製造元から提供)との間の距離です。xPとyPの典型的な時間プロットを図 2 に示します( 補足図S2も参照)。

5. 実験変数

注:以下に説明する各実験変数は、各試行で得られた実験時間プロットから抽出する必要があります。

  1. 歩行開始のタイミングイベントの検出
    1. APAの発症
      1. 中外側方向と前後方向に沿った圧力変位の中心の時間プロットを表示します。
      2. 参加者に配信される2番目の信号に先行する250ミリ秒の時間枠における中外側および前後の圧力中心時間プロットの平均値を計算します。
        注:これらの値は、これらの時間プロットの「ベースライン値」に対応しています。
      3. 圧力変位トレースの中外側および前後中心がベースライン値から少なくとも50ミリ秒2.5標準偏差逸脱した場合、2番目の信号に続く瞬間を検出します。
        注:これらの2つの瞬間は、中外側方向と前後方向に沿ったAPAの発症に対応します(それぞれt0MLとt0AP; 図2)。これらの2つの瞬間は、中外側および前後の重心加速度の時間プロットがそれぞれのピーク値の10%に達する瞬間として識別することもできます。
      4. 反応時間条件において、APAの開始が2番目の(Go)信号の150ミリ秒から300ミリ秒の範囲であることを確認してください。そうでない場合は、試行と時間圧に関する指示を繰り返します。
        注:150ミリ秒未満の場合、参加者は予想しています。300ミリ秒を超える場合、参加者はタスクに集中していませんでした。
      5. 自己開始状態で、APA の開始が 300 ミリ秒を超えていることを確認します。そうでない場合は、参加者が反応時間条件で歩行を開始した可能性があるため、試行と時間圧に関する指示を繰り返します。
    2. スイングヒールオフ時間
      1. 垂直重心速度と圧力変位の前後中心の時間プロットを表示します。
      2. APA開始後、垂直重心速度の痕跡が最初に下向きにピークに達する瞬間をスイングヒールオフ時間24 として特定します(図2)。あるいは、圧力変位の前後部中心の時間プロットがベースラインに向かって(すなわち、つま先に向かって)急速に低下する瞬間を特定する。 図2)または、スイングヒールにフットスイッチ(安価なツール)を配置します。
    3. スイングトーオフ時間
      1. 圧力変位の中外側および前後中心、および重心の前後速度の時間プロットを表示します。
      2. 中外側の圧力変位中心の時間プロットが、スタンスフット側に向けられた第1(準)プラトーに達する瞬間をスイングトーオフ時間として特定します(図2)。または、圧力変位の前後中心の時間プロットが最大後方値の90%に達したときに、スイングヒールオフの直後を特定するか、スイングトゥにフットスイッチを配置します。
    4. スイングフットコンタクト時間
      1. 圧力変位の前後中心の時間プロットを表示します。
      2. 前後の圧力中心が急激に前方にシフトした瞬間(図2)をスイングフットコンタクト時間として特定します。この時間プロットが導出される場合は、この導出された時間プロットがベースラインレベル値から急激に増加する瞬間として、スイングフットコンタクト時間を特定します。または、スイングヒールにフットスイッチを配置して、この瞬間を検出します。
        注:ここでは、APA検出について前述した方法と同様の方法(平均ベースラインレベル値の計算に基づく、ステップ5.1.1.2)を使用できます。
    5. リアフットオフ時間
      1. 圧力変位の中外側中心の時間プロットを表示します。
      2. 圧力変位の中外側中心の時間プロットが最初のプラトーと反対方向を向いた2番目の(準)プラトーに達する瞬間を特定します(ステップ5.1.3.2; 図2)、リアフットオフ時間25。または、後部にフットスイッチを配置して、この瞬間を検出します。
  2. 時間変数の計算
    1. 中外側方向(dAPAML)と前後方向(dAPAAP)に沿ったAPAの持続時間に対応する、中外側方向と前後方向の両方のAPAの開始(t0MLおよびt0AP)とスイングヒールオフ時間(tHO)の間の遅延を計算します。式(6)および式(7)を参照してください。
      dAPAML = tHO - t0ML (6)
      dAPAAP = tHO - t0AP (7)
    2. スイングトーオフ時間(tTO)とスイングヒールオフ時間(tHO)の間の遅延を計算し、これは「アンロードフェーズ」期間(UNLd; 図2)式(8)を用いる。
      UNLd = tTO - tHO (8)
    3. スイングトーオフ時間(tTO)とスイングフットコンタクト(tFC)の間の遅延を計算し、これは「スイングフェーズ」期間(SWINGd; 図2)式(9)を用いる。
      スイング = tFC - tTO (9)
  3. 空間変数の計算
    1. 圧力中心の初期位置
      1. 中外側方向と前後方向に沿った圧力変位の中心の時間プロットを表示します。
      2. 参加者に配信される2番目の(出発)信号に先行する250ミリ秒の時間枠中の圧力位置の中外側(yP0)および前後(xP0)の中心の平均値を計算します。
        注:上述したAPAの時空間的特徴は、初期姿勢26における圧力中心の位置に影響される。したがって、実験条件(例えば、クリアする障害物のある状態とクリアする障害物のない状態)間、または実験集団間(例えば、健康な参加者と神経学的参加者)間のAPAの特徴の変化は、初期姿勢における圧力位置の中心の「単純な」変化に起因するものではないことを確認することが重要です。 むしろ調査中の要因に。
    2. APAの振幅
      1. 中外側方向と前後方向に沿った圧力中心変位と重心速度の時間プロットを表示します。
      2. これら4つの時間プロットのそれぞれがAPA時間枠中に最大値に達した瞬間を検出します(図2)。
      3. APAタイムウィンドウ中に検出された圧力の最大中心値から、ステップ5.3.1.2で計算された圧力ベースライン値の平均中心(つまり、xP0およびyP0値)を引きます(各方向について、つまり、式(10)と(11)を使用して計算します)。
        xPAPA = xPMAX - xP0 (10)
        yPAPA = yPMAX - yP0 (11)
        ここで、xPAPAとyPAPAは、それぞれ前後方向と中外側方向に沿ったAPA(圧力中心)の振幅です。xPMAXとyPMAXは、それぞれ前後方向と中外側方向に沿った圧力変位の最大予測中心です。
        注:参加者が最初は動かないと見なされるため、重心速度にはこのようなベースライン減算は必要ありません(したがって、最初の重心速度はnullです;手順4.4を参照)。得られた4つの値は、APAの振幅を表すものです(方向ごとに2つの値)。
    3. ステップ長とステップ幅
      1. 前後方向に沿った圧力変位の中心の時間プロットを表示します。
      2. 圧力位置の中心xPBACKの最も後方の位置を検出します。
      3. 後方フットオフ時の圧力位置の中心、xPRFOを検出します(図2 およびステップ5.1.5)。
      4. 式 (12) を使用して、ステップ長 L41 に対応するこれら 2 つの量の空間差を計算します。
        L = xPBACK - Xprfo (12)
      5. 中側方向に沿った圧力変位中心の時間プロットを表示します。
      6. 時間プロットの最初のプラトーの間に得られた圧力位置の中外側中心の最も横方向の位置yPSTANCE(「スタンス」は、そのときの圧力中心がスタンスフットの下に位置するため; 図2を参照)を検出する。
      7. 後部フットオフ時間yPRFOでの圧力位置の横方向中心を検出します(図2 およびステップ5.1.5)。
      8. 式 (13) を使用して、ステップ幅 W25 に対応するこれら 2 つの量の空間差を計算します。
        W = yPSTANCE - yPRFO (13)
    4. 歩行開始のパフォーマンス
      1. 前後方向に沿った重心速度の時間プロットを表示します(図2)。
      2. 参加者がスイングフットでフォースプラットフォームを叩いた瞬間を検出し(ステップ5.1.4、 図2)、GIパフォーマンスの基準としてこの瞬間の重心速度をメモします。
        注:スイングフットコンタクトから数ミリ秒後に到達するこの時間プロットのピーク値も、GIパフォーマンスの基準と見なすことができます。ステップ長とスイングフェーズ期間もGI性能の基準と見なすことができます。これらの量がそれぞれ長いほど短いほど、パフォーマンスは向上します。
    5. スタビリティコントロールパラメータ
      1. ブレーキ指数は、垂直方向に沿った重心速度の時間プロットを表示します。時間プロットのピーク下向き重心速度(z'GMIN)とスイングフット接触時間での重心速度(z'GFC、 図2)を検出します。式(14)を使用して、安定性制御の指標として、「ブレーキ指数」(BI)と呼ばれるこれら2つの量の差を計算します。
        BI = Equation 3 (14)
        注:BIはDoらによって導入され、中枢神経系が歩行開始のスイング段階で垂直重心速度を低下させることにより、サポート表面とのスイングフットストライクを予測するという証拠を提供します4,5,27。このアクティブブレーキは、足を打った後の安定性の維持を容易にします。BIが大きいほど、スタビリティコントロールは優れています。
      2. 安定マージンについては、中側方向に沿った重心速度と変位の時間プロットを表示します。スイングフットコンタクト時間における速度(y'GFC)と重心変位(yGFC)を検出します(図2)。式(15)を使用して、フットコンタクト時の安定マージン(MOS)の中外側成分を計算します。
        Equation 4(15)
        ここで、BOSmaxは支持基部(BOS)の中外側境界、ω0は倒立振り子としてモデル化された身体の固有振動数です。GIの間、参加者は最初にスイングヒールで、次につま先でフォースプラットフォームに体系的に着地します。このようなフットランディング戦略では、後方フットオフ時の中外側の圧力中心位置でBOSmaxを推定することができます(ステップ5.1.5)。物体の固有周波数は、式(16)を用いて計算することができる。
        Equation 5(16)
        ここで、g = 9.81 m / s²は重力加速度、lは倒立振り子の長さで、身長の57.5%に相当します。
        注:式(15)の括弧内の量は、「外挿重心」18と呼ばれます。足の接触時の安定性の条件は、外挿された重心が支持基部内にあることを意味する。この条件は、正の MOS 値に対応します。MOSが負の場合、バランスを回復するために矯正姿勢の調整が必要です。

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Representative Results

歩行開始時に力プラットフォームから得られた代表的な生体力学的時間プロットの説明
時間圧のレベルやGI速度の指示が何であれ、スイングヒールオフの前には体系的にAPAがあります。これらのAPAは、圧力中心の後方およびスイングレッグサイドシフトによって特徴付けることができます(図2)。この予測圧力シフトの中心は、反対方向(すなわち、前方およびスタンス脚側)への重心の加速を促進する。前後方向に沿って、重心の速度は徐々に増加し、スイングフットコンタクトの直後にピークに達します。中横方向に沿って、重心速度は、最初にスイングトーオフあたりでスタンスレッグ側に向かってピークに達し、次にフットコンタクト直後にスイングレッグ側に向かってピークに達します。垂直方向に沿って、重心速度はスタンスの中央付近で下向きにピークに達します。その後、方向を反転させ、足の接触付近でゼロに近い値に到達します。

Figure 2
図2:歩行開始時に力プラットフォームから得られた代表的な生体力学的時間プロット(1回の試行)と選択された時空間変数。 歩行は反応時間条件で迅速に開始された。X''G、y''G、z''G:それぞれ前後方向、中外側方向、垂直方向に沿った重心加速度。X'G、y'G、z'G:それぞれ前後方向、中外側方向、垂直方向に沿った重心の速度。xP、yP:それぞれ前後方向と中外側方向に沿った圧力中心の変位。 タイミング イベント。 t0ML、t0AP、tHO、tTO、tFC、tRFO:それぞれ中外側方向および前後方向に沿ったAPAの発症、スイングヒールオフの時間、スイングトーオフの時間、スイングフットコンタクトの時間、およびリアフットオフの時間。 時間変数。 APA、UNL、SWING:それぞれAPA、荷降ろしフェーズ、および歩行開始のスイングフェーズのタイムウィンドウ。 空間変数。X'GFO、x'GFC、xPMAX、yPMAX、L、W、Z'GMIN、Z'GFC:フットオフおよびフットコンタクト時の前後重心速度、前後方向および中外側方向に沿った圧力変位の最大予測中心、ステップ長、ステップ幅、ピーク下向き重心速度、およびスイングフット接触時間における垂直重心速度。 この図の拡大版を表示するには、ここをクリックしてください。

若年健常成人における実験変数の代表値:速度と時間圧の影響

時間変数

APA 期間
前後方向と中外側方向に沿ったAPAの持続時間は、GIの速度に依存しますが、逆の方法です。より具体的には、前後方向に沿ったAPA持続時間はGI速度とともに増加し、典型的な値は低速GIの場合は~500ミリ秒、高速GI9の場合は~700ミリ秒の範囲です。対照的に、中外側方向に沿ったAPA持続時間はGI速度とともに減少します。一般的な値の範囲は、低速 GI の場合は ~700 ミリ秒、高速 GI21 の場合は ~500 ミリ秒です。

前後および中外側APAの持続時間は、時間圧にも依存します(上記の値は、自己開始状態(つまり、時間圧レベルが低い状態)の場合です)。文献の研究は通常、歩行が速い条件で開始された場合、低時間圧と高時間圧の状態でのAPA持続時間を比較します1,28。これらの条件下では、前後および中外側APAの両方の持続時間は、自己開始条件と比較して、反応時間条件で約20〜30ミリ秒減少します。

荷降ろしフェーズの期間
アンロードフェーズの持続時間は、GIの速度に依存します(つまり、GI速度が増加すると減少します)。一般的な持続時間は、低速GIの場合は~200ミリ秒、高速GI21の場合は~70ミリ秒の範囲です。荷降ろし段階の持続時間は、少なくとも歩行が速い条件で開始される場合、時間的圧力に敏感ではない29。

スイングフェーズ期間
スイングフェーズの持続時間は、GIの速度に依存します(つまり、速度が増加すると減少します)。一般的な持続時間は、低速 GI の場合は ~500 ミリ秒、高速 GI21 の場合は ~300 ミリ秒の範囲です。対照的に、この持続時間は、少なくとも歩行が速い状態で開始される場合、時間的圧力に敏感ではない29。

空間変数

APAの振幅
APAの振幅はGIの速度に依存します。より具体的には、自己開始条件では、GIの速度が増加すると、前後方向に沿ったAPAの振幅が増加します9。典型的なAPA値は、低速GIの場合は~7cmから~0.15m/s(それぞれ圧力変位の予測中心と重心速度)の範囲で、高速GIの場合は~13cmと~0.36m/sの範囲です。圧力変位の中心に関する中側方向に沿ったAPAの振幅も、GI21の速度とともに増加します。典型的な値は、遅いGIの場合は~3cm、速いGIの場合は~4cmの範囲です。対照的に、APA時(中手方向)に到達した重心の最大速度は、GIの速度によって変化しません。標準値は~0.13 m/sです。APAの振幅は、少なくとも歩行が迅速に開始された場合、時間的圧力にも敏感です28,29。より具体的には、APAの前部後部成分と中外側成分の両方が時間圧とともに増加します。

ステップ長とステップ幅
ステップ長とステップ幅はどちらもGIの速度に依存しますが、時間圧には依存しません。ステップ長は、歩行が遅い状態と速い状態で開始されると、通常~50cmと~90cmに達します23。ステップ幅は通常、遅いGI条件と速いGI条件で歩行を開始すると、それぞれ~12cmと~14cmに達します9。

歩行開始のパフォーマンス
重心速度のピークは、通常、低速GIの場合は~1 m/s、高速GI10の場合は~2 m/sの範囲です。高速GIの場合、時間圧はこの性能パラメータ29に影響しないが、小さな(~9%)変化28を誘発する可能性がある。

スタビリティコントロールパラメータ

ブレーキ指数
BI は GI の速度に敏感です。ステップ長が~43cm未満の遅い状態で歩行を開始すると、重心の落下にブレーキをかける必要がないため、BIはnullになります。重心落下をブレーキする必要があるのは、ステップ長が43 cmを超える場合です。BIの典型的な値は、1 m / sで開始され、ステップ長が55 cm27の場合、0.08 m / sです。

安定性のマージン
MOSは、GIの速度や時間圧21,30に敏感ではありません。GI中に得られる典型的なMOS値は~5cm21です。

補足図S1:歩行開始時の3D地面反力を示すソフトウェア(Qualisysトラックマネージャー)のスクリーンショット。 左、力プラットフォーム軸、圧力位置の中心(地面反力ベクトルの印加点に対応)、および初期姿勢における地面反力ベクトル。右、歩行開始時の生の3D地面反力の時間経過(1人の参加者、1回の試行)。緑、赤、青のトレースは、それぞれ前後方向、中外側方向、垂直方向に沿った地面反力を表します。縦軸:ニュートン単位の力振幅。横軸:ミリ秒単位の時間。参加者は最初にフォースプラットフォームの左側に立ち、右側への歩行を開始しました。参加者は時間t = 3,200ミリ秒でフォースプラットフォームを離れたことに注意してください。 このファイルをダウンロードするには、ここをクリックしてください。

補足図S2:圧力変位トレースの生の中心を示すソフトウェア(Qualisysトラックマネージャー)のスクリーンショット。 左、力プラットフォーム軸、圧力位置の中心(地面反力ベクトルの適用点に対応)、および初期姿勢で参加者が力プラットフォームに加える作用力ベクトル。右、圧力変位トレースの生の中心の経時変化(1人の参加者、1人の試行)。緑と赤のトレースは、それぞれ前後方向と中外側方向に沿った圧力変位の中心を表します。縦軸:ミリメートル単位の変位。横軸:ミリ秒単位の時間。参加者は最初にフォースプラットフォームの左側に立ち、右側への歩行を開始しました。参加者は時間t = 3,200ミリ秒でフォースプラットフォームを離れたことに注意してください。 このファイルをダウンロードするには、ここをクリックしてください。

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Discussion

この論文の目的は、歩行開始(GI)の生体力学的組織を調査するために私たちの研究室で使用されている方法(「グローバル」方法)に関する情報を学者、臨床医、および高等教育機関の学生に提供することでした。プロトコルの重要なステップ、方法の制限、および代替の方法およびアプリケーションを以下に論じる。

プロトコルの重要なステップは、GIのタイミングイベント(すなわち、APAの発症、スイングヒールオフとトーオフ、およびリアフットオフ)の検出です。GI の構成に関連する時間変数と空間変数の両方の値は、これらのイベントの正しい検出に依存します。それらのそれぞれについて、いくつかの検出方法が提案されました(これらの提案された方法は網羅的ではありません)。試験および実験条件間で一貫性を確保し、文献内の研究間で比較を可能にするために、データ解析全体で同じ方法を使用することが推奨される。ただし、正しいタイミング イベントが適切に検出されるように、少なくとも 2 つの異なる方法を使用することもお勧めします (これらの方法間では、時間的特徴値のわずかな違いのみが予想されます)。さらに、タイミングイベントごとに、自動検出が適用される場合があります(たとえば、MATLABルーチンを使用)。このルーチンは、この記事で提供されている方法で簡単にプログラムできます。これらのルーチンで自動的に取得されたデータの一貫性と「信頼性」を視覚的に確認することを強くお勧めします。たとえば、圧力変位の予測中心の振幅は、サポートサイズのベースを超えてはなりません。後方およびスイングレッグ側に向けられると予想されます(特定の実験集団を除く)。スイングヒールオフ後にスイングトーオフ時間が発生すると予想されます。APAの発症は、出発信号の150ミリ秒前または300ミリ秒後(反応時間条件)より早く発生してはなりません。言い換えれば、自動検出だけではデータを適切かつ「安全に」分析するには不十分であると考えられています。i)フォースプラットフォームから期待される生体力学的プロットのグローバルな時間経過、およびii)健康な参加者から期待される典型的な値に関する深い知識を持つことが不可欠です。自動ルーチンをプログラムする能力に加えて、この知識はバイオメカニクスの高等教育の学生にとって強い教訓的価値があると私たちは信じています。これが、この記事でこれら2つの要素が提供されている理由です。

「グローバル」メソッドには少なくとも2つの制限があることが認められています。まず、この方法では、参加者の初期 姿勢 (身体セグメントの相対位置)に関するデータは提供されませんが、初期圧力中心と重心位置(相対位置が バランスの状態を決定する)に関するデータを提供します。理論的には、同じ初期圧力中心と重心位置は、無限の数の姿勢で到達できます。言い換えれば、参加者が歩行を開始する最初の姿勢条件は、グローバル方法では完全に制御されない可能性があります。したがって、実験された研究者または臨床医による参加者の初期姿勢の目視チェックは、身体セグメントの相対位置を記録できない場合(カメラなど)に重要です。第2に、この方法は、全身重心加速度に対する各身体セグメント加速度(または「局所的」加速度)の寄与に関する情報を提供しない。したがって、理論的には、特定の身体セグメントの加速度が、いくつかの離れた身体セグメントの減速によって補償され、APA31中の全身重心加速度がゼロになる可能性があります。したがって、いくつかの身体セグメント(例えば、体幹、腰、脚)にわたって配置された加速度計の使用は、力プラットフォームデータを完成させるために関連し得る。

GI中に全身の重心を計算するための代替的で一般的な方法は、全身関節セグメントに接着された反射マーカーのモーションキャプチャシステムを使用した記録に基づく 運動学的 方法である。これらの反射マーカーによって提供される信号は、全身骨格の再構成を可能にする。このように再構成された各身体セグメントのサイズと人体測定表によって提供される情報(骨の質量や密度など)に基づいて、各セグメントの重心の3D位置をカメラソフトウェアで計算できます。これらのデータを使用して、全身の重心の3D位置を計算することができます。位置信号の逐次導出により、全身重心の速度と加速度を求めることができます。全身重心の運動学を計算するには、53個の反射マーカーが必要である32。しかし、13個のマーカーを持つ単純化されたモデルがTisserandらによって最近提案されました33。

GIの姿勢組織を調査するための運動学的方法に対するグローバル法(力とモーメントの記録に基づいているため、 運動法 に同化できる)の利点は次のとおりです。ii)グローバル法はこの量の直接的な測定を提供するため、実験者によるマーカー位置の累積的な小さな誤差による全身重心加速度の計算における潜在的なエラーを回避します。iii)圧力位置の中心は、モーションキャプチャシステムを使用して計算することはできません。キネマティック法に対するグローバル法の主な欠点は上で提起されました - それは姿勢またはセグメント調整の調査を可能にしません。

さて、現在の文献からの結果は、両方の方法が自発運動中の重心運動学とイベントタイミングの同等の尺度を提供することを示唆していることは注目に値する。例えば、Langeardら34は、GI中のグローバル法または運動学的法を用いて重心制動(「制動指数」(BI))を推定することは非常に信頼性が高いことを報告した。代償的ステッピング反応の間、MakiとMcIlroy35は、両方の方法で足を接触させて計算された重心の前後速度と変位が、若年健康な成人と高齢者の両方で合理的に良好な一致を示したと報告しました。同様に、経大腿切断者の平地での直線歩行中に、Lansadeら36は、力プラットフォームデータ統合からの重心速度の推定が許容できることを示した。最後に、Caderby et al.24とYiou et al.25は、これら2つの方法が、GI中のスイングヒールオフイベントとステップの長さ/幅のそれぞれ同様の推定値を提供することを示しました。

グローバル法は、全身の推進と安定性の維持を同時に必要とする機能的運動課題中の正常な姿勢制御に関する基礎知識を得るために、若年健康な成人のGIパラダイムに最初に適用されました10。それ以来、フェンシング37での突進、ジャンプ38、立位39、下肢屈曲40など、他の多くの動的な全身運動タスクを調査するために広く拡張されています。この方法は、シングルステッピング41およびポインティング42を含む様々な運動タスクの終了中の姿勢制御を調査するためにも適用されており、運動学的方法43で以前に行われたように、歩行終了を調査するために適用され得ることは言及する価値がある。最後に、この方法は、動的姿勢制御に影響を与える病態精神生理学的メカニズムをよりよく理解するために、神経学的状態の患者および高齢者でも広く使用されています2,3,4,5、そして最近では、パーキンソン病の患者では、さまざまな非薬理学的介入(足首のストレッチ44や機能的電気刺激など)の有効性をテストします3)姿勢制御を強化する。

結論として、本稿では、歩行開始時の姿勢制御を調査するために設計された詳細な方法を提示した。各変数について、若年健康な成人で得られた規範値が提供された。この方法は、重心と圧力中心の運動学を計算するための力学の法則に基づいているため、強力な生体力学的背景を持っています。これら2つの仮想点間の相互作用の分析は、安定性と全身の進行の条件を決定するため、この方法の重要なポイントです。私たちの日常の運動課題(スポーツや仕事を含む)のほとんどのパフォーマンスには、安全な(安定した)全身の進行が必要であるため、この方法は、健康な集団と病理学的集団の両方における運動効率/欠乏の根底にある姿勢力学的メカニズムについての洞察を得るのに非常に適しています。したがって、人間の運動科学、スポーツ科学、人間工学、および臨床科学に強力な用途があります。

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Disclosures

著者には競合する利害関係はありません。

Acknowledgments

著者らは、ANRTとLADAPTに感謝したい。

Materials

Name Company Catalog Number Comments
Force platform(s) AMTI One large [120 cm x 60 cm] or two small [60 cm x 40 cm] force platform(s)
Python or Matlab Python or MathWorks Programming language for the computation of experimental variables
Qualisys track manage Qualisys Software for the synchronization of the force platform(s), the recording and the on-line visualization of raw biomechanical traces (3D forces and moments)
Visual3D C-Motion Inc Software for the processing of raw biomechanical traces (low-pass filtering)

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References

  1. Yiou, E., Caderby, T., Delafontaine, A., Fourcade, P., Honeine, J. L. Balance control during gait initiation, State-of-the-art and research perspectives. World Journal of Orthopedics. 8 (11), 815-828 (2017).
  2. Delval, A., Tard, C., Defebvre, L. Why we should study gait initiation in Parkinson's disease. Neurophysiologie Clinique/Clinical Neurophysiology. 44 (1), 69-76 (2014).
  3. Delafontaine, A., et al. Anticipatory postural adjustments during gait initiation in stroke patients. Frontiers in Neurology. 10, 352 (2019).
  4. Welter, M. L., et al. Control of vertical components of gait during initiation of walking in normal adults and patients with progressive supranuclear palsy. Gait & Posture. 26 (3), 393-399 (2007).
  5. Demain, A., et al. High-level gait and balance disorders in the elderly, a midbrain disease. Journal of Neurology. 261 (1), 196-206 (2013).
  6. Belen'kiĭ, V. E., Gurfinkel', V. S., Pal'tsev, E. I. On the control elements of voluntary movements. Biofizika. 12 (1), 135-141 (1967).
  7. Bouisset, S., Zattara, M. A sequence of postural movements precedes voluntary movement. Neuroscience Letters. 22 (3), 263-270 (1981).
  8. Bouisset, S., Zattara, M. Biomechanical study of the programming of anticipatory postural adjustments associated with voluntary movement. Journal of Biomechanics. 20 (8), 735-742 (1987).
  9. Bouisset, S., Do, M. C. Poster, dynamic stability, and voluntary movement. Neurophysiologie Clinique/Clinical Neurophysiology. 38 (6), 345-362 (2008).
  10. Brenière, Y., Cuong Do, M., Bouisset, S. Are dynamic phenomena prior to stepping essential to walking. Journal of Motor Behavior. 19 (1), 62-76 (1987).
  11. Memari, S., Yiou, E., Fourcade, P. The role(s) of "Simultaneous Postural Adjustments" (SPA) during Single Step revealed with the Lissajous method. Journal of Biomechanics. 108, 109910 (2020).
  12. Gelfand, I. M., Gurfinkel, V. S., Fomin, S. V., Tsetlin, M. L. Models of the structural functional organization of certain biological systems. , M.I.T. Press. 330-345 (1966).
  13. Hess, W. R. Teleokinetisches und ereismatisches Kräftesystem in der Biomotorik. Helv Physiol Pharmacol Acta. 1, 62-63 (1943).
  14. Lepers, R., Brenière, Y. The role of anticipatory postural adjustments and gravity in gait initiation. Experimental Brain Research. 107 (1), 118-124 (1995).
  15. Lyon, I. N., Day, B. L. Control of frontal plane body motion in human stepping. Experimental Brain Research. 115 (2), 345-356 (1997).
  16. Yang, F., Espy, D., Pai, Y. C. Feasible stability region in the frontal plane during human gait. Annals of Biomedical Engineering. 37 (12), 2606-2614 (2009).
  17. Zettel, J. L., McIlroy, W. E., Maki, B. E. Can stabilizing features of rapid triggered stepping reactions be modulated to meet environmental constraints. Experimental Brain Research. 145 (3), 297-308 (2002).
  18. Hof, A. L., Gazendam, M. G. J., Sinke, W. E. The condition for dynamic stability. Journal of Biomechanics. 38 (1), 1-8 (2005).
  19. Brenière, Y., Do, M. C. When and how does steady state gait movement induced from upright posture begin. Journal of Biomechanics. 19 (12), 1035-1040 (1986).
  20. Yiou, E., Hussein, T., LaRue, J. Influence of temporal pressure on anticipatory postural control of medio-lateral stability during rapid leg flexion. Gait & Posture. 35 (3), 494-499 (2012).
  21. Caderby, T., Yiou, E., Peyrot, N., Begon, M., Dalleau, G. Influence of gait speed on the control of mediolateral dynamic stability during gait initiation. Journal of Biomechanics. 47 (2), 417-423 (2014).
  22. Seuthe, J., D'Cruz, N., Ginis, P., et al. How many gait initiation trials are necessary to reliably detect anticipatory postural adjustments and first step characteristics in healthy elderly and people with Parkinson's disease. Gait & Posture. 88, 126-131 (2021).
  23. Brenière, Y., Do, M. C. Control of Gait Initiation. Journal of Motor Behavior. 23 (4), 235-240 (1991).
  24. Caderby, T., Yiou, E., Peyrot, N., Bonazzi, B., Dalleau, G. Detection of swing heel-off event in gait initiation using force-plate data. Gait & Posture. 37 (3), 463-466 (2013).
  25. Yiou, E., Teyssèdre, C., Artico, R., Fourcade, P. Comparison of base of support size during gait initiation using force-plate and motion-capture system, A Bland and Altman analysis. Journal of Biomechanics. 49 (16), 4168-4172 (2016).
  26. Dalton, E., Bishop, M., Tillman, M. D., Hass, C. J. Simple change in initial standing position enhances the initiation of gait. Medicine and Science in Sports and Exercise. 43 (12), 2352-2358 (2011).
  27. Delafontaine, A., Gagey, O., Colnaghi, S., Do, M. C., Honeine, J. L. Rigid ankle foot orthosis deteriorates mediolateral balance control and vertical braking during gait initiation. Frontiers in Human Neuroscience. 11, 214 (2017).
  28. Delval, A., et al. Caractérisation des ajustements posturaux lors d'une initiation de la marche déclenchée par un stimulus sonore et autocommandée chez 20 sujets sains. Neurophysiologie Clinique/Clinical Neurophysiology. 35 (5-6), 180-190 (2005).
  29. Yiou, E., Fourcade, P., Artico, R., Caderby, T. Influence of temporal pressure constraint on the biomechanical organization of gait initiation made with or without an obstacle to clear. Experimental Brain Research. 234 (6), 1363-1375 (2015).
  30. Yiou, E., Artico, R., Teyssedre, C. A., Labaune, O., Fourcade, P. Anticipatory postural control of stability during gait initiation over obstacles of different height and distance made under reaction-time and self-initiated instructions. Frontiers in Human Neuroscience. 10, 449 (2016).
  31. Nouillot, P., Do, M. C., Bouisset, S. Are there anticipatory segmental adjustments associated with lower limb flexions when balance is poor in humans. Neuroscience Letters. 279 (2), 77-80 (2000).
  32. Sint, J. S. V. Color Atlas of Skeletal Landmark Definitions: Guidelines for Reproducible Manual and Virtual Palpations. , Churchill Livingstone. Edinburgh. 29 (2007).
  33. Tisserand, R., Robert, T., Dumas, R., Chèze, L. A simplified marker set to define the center of mass for stability analysis in dynamic situations. Gait & Posture. 48, 64-67 (2016).
  34. Langeard, A., et al. Kinematics or kinetics: Optimum measurement of the vertical variations of the center of mass during gait initiation. Sensors. 21 (23), 7954 (2021).
  35. Maki, B. E., Mcllroy, W. E. The control of foot placement during compensatory stepping reactions, does speed of response take precedence over stability. IEEE Transactions on Rehabilitation Engineering. 7 (1), 80-90 (1999).
  36. Lansade, C., et al. Estimation of the body center of mass velocity during gait of people with transfemoral amputation from force plate data integration. Clinical Biomechanics. 88, 105423 (2021).
  37. Yiou, E., Do, M. C. In a complex sequential movement, what component of the motor program is improved with intensive practice, sequence timing or ensemble motor learning. Experimental Brain Research. 137 (2), 197-204 (2001).
  38. Le Pellec, A., Maton, B. Anticipatory postural adjustments are associated with single vertical jump and their timing is predictive of jump amplitude. Experimental Brain Research. 129 (4), 0551-0558 (1999).
  39. Diakhaté, D. G., Do, M. C., Le Bozec, S. Effects of seat-thigh contact on kinematics performance in sit-to-stand and trunk flexion tasks. Journal of Biomechanics. 46 (5), 879-882 (2013).
  40. Yiou, E., Caderby, T., Hussein, T. Adaptability of anticipatory postural adjustments associated with voluntary movement. World Journal of Orthopedics. 3 (6), 75 (2013).
  41. Memari, S., Do, M. C., Le Bozec, S., Bouisset, S. The consecutive postural adjustments (CPAs) that follow foot placement in single stepping. Neuroscience Letters. 543, 32-36 (2013).
  42. Fourcade, P., Bouisset, S., Le Bozec, S., Memari, S. Consecutive postural adjustments (CPAs): A kinetic analysis of variable velocity during a pointing task. Neurophysiologie Clinique. 48 (6), 387-396 (2018).
  43. Zhou, H., Cen, X., Song, Y., Ugbolue, U. C., Gu, Y. Lower-limb biomechanical characteristics associated with unplanned gait termination under different walking speeds. Journal of Visualized Experiments. (162), e61558 (2020).
  44. Vialleron, T., et al. Acute effects of short-term stretching of the triceps surae on ankle mobility and gait initiation in patients with Parkinson's disease. Clinical Biomechanics. 89, 105449 (2021).

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神経科学、第185号、
フォースプラットフォーム記録を用いた生体力学的解析のための歩行開始の姿勢構成
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Simonet, A., Delafontaine, A., Fourcade, P., Yiou, E. Postural Organization of Gait Initiation for Biomechanical Analysis Using Force Platform Recordings. J. Vis. Exp. (185), e64088, doi:10.3791/64088 (2022).

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