Waiting
Login processing...

Trial ends in Request Full Access Tell Your Colleague About Jove
JoVE Journal Neuroscience
Click here for the English version

Neuroscience

Постуральная организация инициации походки для биомеханического анализа с использованием записей силовой платформы

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

В данной работе описан материал и метод, разработанный для исследования постуральной организации инициации походки. Метод основан на записи силовой платформы и на прямом принципе механики для вычисления кинематики центра тяжести и центра давления.

Abstract

Инициация походки (GI), переходная фаза между ортоградной позой и стационарной локомоцией, является функциональной задачей и экспериментальной парадигмой, которая классически используется в литературе для получения представления об основных постуральных механизмах, лежащих в основе движения тела и контроля равновесия. Исследование ЖКТ также способствовало лучшему пониманию физиопатологии постуральных расстройств у пожилых и неврологических участников (например, пациентов с болезнью Паркинсона). Как таковой, он признан имеющим важные клинические последствия, особенно с точки зрения профилактики падений.

Эта статья направлена на предоставление ученым, клиницистам и студентам высших учебных заведений информации о материале и методе, разработанном для исследования постуральной организации ЖКТ с помощью биомеханического подхода. Метод основан на записи силовой платформы и прямом принципе механики для вычисления кинематики центра тяжести и центра давления. Взаимодействие между этими двумя виртуальными точками является ключевым элементом в этом методе, поскольку оно определяет условия стабильности и прогрессирования всего тела. Протокол предполагает, что участник изначально стоит неподвижно в вертикальной позе и начинает ходить до конца дорожки не менее 5 м.

Рекомендуется варьировать скорость ЖКТ (медленная, спонтанная, быстрая) и уровень временного давления – походка может быть инициирована как можно скорее после подачи сигнала отправления (высокий уровень временного давления) или когда участник чувствует себя готовым (низкий уровень временного давления). Определены биомеханические параметры, полученные с помощью этого метода (например, продолжительность и амплитуда упреждающих постуральных корректировок, длина/ширина шага, производительность и стабильность), и подробно описан метод их расчета. Кроме того, приведены типичные значения, полученные у здоровых молодых людей. Наконец, обсуждаются критические шаги, ограничения и значение метода по отношению к альтернативному методу (системе захвата движения).

Introduction

Инициация походки (GI), переходная фаза между ортоградной позой и стационарной локомоцией, является функциональной задачей и экспериментальной парадигмой, которая классически используется в литературе для исследования постурального контроля во время сложной двигательной задачи, требующей одновременного движения всего тела и стабильности1. Известно, что пациенты с неврологическими состояниями, такими как болезнь Паркинсона2, инсульт3, прогрессирующий надъядерный паралич4 и «расстройства походки более высокого уровня»5, испытывают трудности с началом походки, что подвергает их повышенному риску падения. Поэтому как для фундаментальных, так и для клинических наук важно разработать концепции и методы, чтобы получить представление о механизмах постурального контроля, действующих во время инициации походки, получить научные знания и лучшее понимание патофизиологии нарушений походки и равновесия и быть в состоянии исправить их с помощью адекватных вмешательств.

Концепция биомеханической организации инициации походки описана ниже, а классический метод, предназначенный для исследования этой организации, подробно описан в разделе протокола. ГИ можно подразделить на три последовательные фазы: фазу «упреждающих постуральных корректировок» (АПА), соответствующую динамическим явлениям, происходящим во всем теле перед поворотом пятки, фазу «разгрузки» (между поворотом пятки и носком) и фазу «качелей», которая заканчивается в момент контакта ноги с опорной поверхностью. Это классическое подразделение процесса ЖКТ происходит из новаторских исследований Belenkii et al.6 и других 7,8, в которых основное внимание уделяется координации между осанкой и движением при добровольном поднятии рук в горизонтальное положение в прямостоячей позе. В этой парадигме сегменты тела, которые непосредственно участвуют в поднятии руки, соответствуют «фокальной» цепи, в то время как сегменты тела, которые вставлены между проксимальной частью фокальной цепи и опорной поверхностью, соответствуют «постуральной» цепи9. Эти авторы сообщили, что поднятию руки систематически предшествовали динамические и электромиографические явления в постуральной цепи, которые они назвали «упреждающими корректировками осанки». Для ЖКТ отмахивание пяткой (или отмахивание пальца ноги, в зависимости от авторов) рассматривается как начало движения походки10. Следовательно, динамические явления, происходящие до этого момента, соответствуют АПА, а качающаяся конечность считается компонентом фокальной цепи11. Это утверждение согласуется с классической концепцией биомеханической организации движения, согласно которой любой двигательный акт должен включать фокальную и постуральную составляющую12,13.

С биомеханической точки зрения АПА, связанная с ЖКТ, проявляется как обратное и медиолатеральное (поворотная нога боковая ориентация) смещение центра давления, которое действует, чтобы продвинуть центр тяжести в противоположном направлении - вперед и в сторону стойки ноги. Чем больше опережающий обратный центр смещения давления, тем выше производительность двигателя с точки зрения скорости переднего центра тяжести при контакте стопы10,14. Кроме того, перемещая центр тяжести к стойке, APA способствует поддержанию среднелатеральной стабильности во время фазы поворота GI 1,15,16,17. В современной литературе подчеркивается, что изменения в этом упреждающем контроле стабильности являются основным источником падений у пожилыхлюдей 1. Устойчивость во время ГИ была количественно определена в литературе с адаптацией «предела устойчивости»18, величины, которая учитывает как скорость, так и положение центра тяжести в основании опоры. В дополнение к развитию APA, падение центра тяжести во время фазы поворота GI под действием силы тяжести, как сообщается, активно тормозится трицепсами суры ноги стойки. Такое активное торможение облегчает поддержание устойчивости после контакта стопы, обеспечивая плавную посадку стопы на опорную поверхность4.

Целью данной статьи является предоставление ученым, клиницистам и студентам высших учебных заведений информации о материале и методе, разработанных в нашей лаборатории для исследования постуральной организации ГИ с помощью биомеханического подхода. Этот «глобальный» метод (который также может быть ассимилирован с «кинетическим» методом по причинам, подробно описанным ниже) был инициирован Бреньером и соавторами10,19. Он основан на прямом принципе механики для расчета как ускорения центра тяжести, так и мгновенных положений центра давления. Каждая из этих точек является глобальным выражением, специфичным для движения.

Одним из них является мгновенное выражение движений всех сегментов тела, связанных с целью движения (центр тяжести; например, скорость прогрессирования тела во время ГИ); другой (центр давления) является выражением условий поддержки, необходимых для достижения этой цели. Мгновенные положения этих двух точек отражают полудинамические условия, которые должны быть выполнены для инициации походки. Силовая платформа является подходящим инструментом для этой модели, поскольку она позволяет непосредственно измерять внешние силы и моменты, действующие на опорную поверхность во время движения. Он также позволяет выполнять естественные движения и не требует специальной подготовки.

Известно, что многие факторы влияют на постуральную организацию ЖКТ, включая биомеханические, (нейро)физиологические, психологические, экологические и когнитивные факторы 1,20. В данной работе основное внимание уделяется влиянию двух факторов - скорости ГИ и временного давления - и приводятся типичные значения, полученные у здоровых молодых людей.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Protocol

Протокол, описанный ниже, следует руководящим принципам комитета по этике исследований человека Университета Париж-Сакле. Участники одобрили и подписали форму согласия.

1. Участники

  1. Включите в эксперимент не менее 15 здоровых молодых взрослых участников (в возрасте от 20 до 40 лет).
    ПРИМЕЧАНИЕ: Это рекомендуемое количество предметов соответствует тому, что классически рассматривается в литературе по ГИ.
  2. Исключить участников со вспомогательными средствами для ходьбы, зрительными, слуховыми или ортопедическими проблемами, выявленными неврологическими расстройствами, деменцией, когнитивными нарушениями (т. Е. Оценка < 25 баллов на мини-экзамене по психическому состоянию) и историей болезни падения.
  3. Попросите участников предоставить письменное согласие после информирования их о характере и цели эксперимента.
  4. Убедитесь, что эксперимент соответствует стандартам, установленным Хельсинкской декларацией.

2. Лабораторная подготовка

  1. Убедитесь, что силовая платформа достаточно длинна, чтобы вся поворотная нога приземлилась на нее в конце первого шага. Если это не так, используйте две платформы силы на малой дистанции, где участники стоят в начальной позе на первой и ударяют своей качающейся ногой на второй, расположенной передпервыми 21. В обоих случаях убедитесь, что силовая платформа (платформы) встроена в дорожку длиной не менее 5 м, чтобы обеспечить достижение устойчивого состояния ходьбы.
    ПРИМЕЧАНИЕ: Силовая платформа, регистрирующая 3D-моменты и силы, необходима для вычисления всего набора экспериментальных переменных (см. раздел 5).
    1. В качестве меры безопасности прикрепите жгут к потолку и центрируйте его к большому топору силовой платформы в случае, если эксперимент включает слабых пациентов (например, неврологических пациентов).
  2. Откалибруйте силовую платформу (платформы). Нажмите на кнопку автоматического нуля .
  3. Импорт журналов
    1. Откройте менеджер трассы Qualisys.
    2. Выберите и откройте папку "Проект".
  4. Создайте папку пациента.
    1. Нажмите « Добавить», затем выберите пациентов.
    2. При необходимости введите метки: Идентификатор пациента, Имя, Фамилия, Дата рождения, Пол и Комментарий.
    3. Нажмите « Добавить», затем выберите сеанс походки .
    4. Введите метки: Case ID, Test Operator, Comments if необходимости, Диагноз, Вторичный диагноз, Пораженная сторона, Классификация грубых двигательных функций, Шкала функциональной мобильности, Рост, Вес, Длина ноги влево, Длина ноги вправо, Ширина колена влево, Ширина колена вправо, Ширина лодыжки влево, Ширина лодыжки вправо, Ширина лодыжки вправо, Дельта подошвы слева, Дельта подошвы справа, Смещение плеча влево, Смещение плеча вправо, Ширина локтя влево, Ширина локтя влево, Ширина локтя вправо, ширина запястья влево, ширина запястья вправо, толщина руки влево, толщина руки вправо и диаметр маркера.
    5. Нажмите « Добавить», затем выберите « Сеанс без маркера ».
    6. Введите метки: Условие теста, Prothesis_Orthosis, Внешняя помощь, Внешняя сторона помощи, Личная помощь, Сторона персональной помощи, Комментарии, если это необходимо, Оператор тестирования и Режим события (выберите несколько силовых пластин).
  5. Установите автоматическую отметку Force plate с автоматическим нулем.
    1. Выберите Инструменты.
    2. Нажмите на Силовые пластины.
    3. Нажмите на При предварительном просмотре начать в поле метки "Force plate auto-zero".
  6. Убедитесь, что базовые сигналы от силовой платформы (силы и моменты) равны нулю, когда она не заряжена.
    1. Нажмите Кнопка Создать или используйте сочетание клавиш Ctrl+N.
    2. Щелкните Окно сведений о данных 1 или используйте сочетание клавиш Ctrl+D.
    3. Нажмите на Отображать принудительные данные или используйте сочетание клавиш Ctrl+D.
    4. Нажмите « Сила» и выберите «График».

3. Экспериментальная процедура

  1. Попросите участников встать босиком и неподвижно на силовой платформе в их естественной вертикальной позе, с руками, свободно свисающими на боку, и их взглядом, направленным на цель на уровне глаз на расстоянии не менее 5 м (рисунок 1).
    ПРИМЕЧАНИЕ: Очертите положение ног на силовой платформе в исходной позе (например, мелом). Тщательно проверяйте, чтобы участники переставляли свои ноги на этих отметинах после каждого испытания. Этот момент важен, так как исходное положение стопы влияет на особенности АПА ГИ.
  2. Определите предпочтительную стартовую ногу участников, слегка надавливая на спину участников, находясь в начальной позе с закрытыми глазами, чтобы спровоцировать шаг вперед.
  3. Объясните участникам, что задача, которую они должны выполнить, состоит в том, чтобы инициировать походку из стоячей позы предпочтительной ногой, продолжить ходьбу до конца дорожки, а затем спокойно вернуться в исходное положение стоя.
    ПРИМЕЧАНИЕ: Если во время эксперимента походка не инициируется с идентифицированной предпочтительной ногой в данном испытании, повторите испытание.
  4. Объясните, что походка должна начинаться после двух последовательных сигналов (акустического, визуального или тактильного): подготовительного сигнала и сигнала вылета (см. шаги 3.6 и 3.7).
  5. Объясните инструкции по скорости и временному давлению (см. шаги 3.8-3.10).
  6. Доставить первый (подготовительный) сигнал участникам. Проинструктируйте их стоять неподвижно и избегать ожидания ГИ при этом первом сигнале.
  7. Подать второй (исходящий) сигнал после случайной задержки 2-5 с после подготовительного сигнала.
    1. Убедитесь, что участники визуально неподвижны, прежде чем подавать этот второй сигнал. Проверьте неподвижность онлайн с временными графиками переднезадней или медиолатеральной точки смещения давления
      ПРИМЕЧАНИЕ: Если они не являются неподвижными, обнаружение начала АПА (этап 5.1.1) может быть затруднено.
  8. Проинструктируйте участников либо инициировать походку i) как можно скорее (т.е. в состоянии времени реакции), либо ii) только после того, как они почувствуют себя готовыми (т.е. в самоинициированном состоянии) после сигнала вылета.
  9. Варьируйте условия «временного давления», налагаемого на ЖКТ (т.е. низкое временное давление (самоинициированное состояние) и высокое временное давление (условие времени реакции)).
  10. Варьируйте условия скорости ГИ (медленные, спонтанные, быстрые условия).
    1. Чтобы ограничить количество экспериментальных условий и, таким образом, избежать усталости, проинструктируйте участников выполнять только два состояния скорости ГИ (например, медленное и быстрое) при низком или высоком временном давлении или наоборот (т. Е. ГИ при медленной или быстрой скорости при условии высокого и низкого временного давления).
      ПРИМЕЧАНИЕ: Часто повторяйте инструкции по временному давлению и скорости ГИ.
  11. Проинструктируйте участников выполнить серию из 10 последовательных испытаний в каждом экспериментальном состоянии.
    ПРИМЕЧАНИЕ: Серия из пяти испытаний достаточна для пожилых людей или пациентов с болезнью Паркинсона22.
    1. Рандомизируйте условия скорости ГИ и временного давления между участниками, чтобы избежать эффектов порядка.
  12. Вводят остаток не менее 2 мин между последовательными состояниями, чтобы избежать последствий усталости.
  13. В каждом состоянии позвольте участникам выполнить два ознакомительных испытания перед записью.
  14. Срабатывание сбора данных с силовой платформы за несколько секунд до начала подготовительного сигнала и остановка после того, как участник покинет силовую платформу.

Figure 1
Рисунок 1: Экспериментальная установка. Участники первоначально стоят на силовой платформе (1), встроенной в дорожку длиной не менее 5 м (2), при этом взгляд направлен на цель на уровне глаз (3). Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этого рисунка.

4. Обработка записей кинетики силовой платформы

  1. Фильтруйте данные с силовой платформы, используя порядок Нижних частот Баттерворта без задержек с частотой среза 15 Гц.
    1. Импортируйте файл.
    2. Откройте Visual3D.
    3. Выберите и откройте файл "Проект".
    4. Обработка
      1. Щелкните Конвейер или используйте ярлык F11.
      2. Выберите Фильтр сигналов.
      3. Выберите Lowpass_Filter.
      4. Нажмите кнопку Выполнить.
  2. Собирайте данные с силовой платформы со скоростью 100 Гц.
    1. Щелкните Конвейер или используйте ярлык F11.
    2. Выберите Сохранить/Экспорт файла.
    3. Выберите Export_Data_To_Acsii_File.
    4. Нажмите редактировать.
    5. Введите 100 в метке Количество баллов для нормализации.
    6. Нажмите кнопку Выполнить.
  3. Вычислите временные графики мгновенных ускорений центра тяжести вдоль переднезаднего (x''G), медиолатерального (y''G) и вертикального (z''G) направлений от 3D-сил реакции земли, полученных с помощью силовой платформы (см. Дополнительный рисунок S1), используя второй закон Ньютона10,23.
    ПРИМЕЧАНИЕ: Согласно второму закону Ньютона, сумма внешних сил, приложенных к системе, равна массе этой системы (m), умноженной на ускорение ее центра тяжести. Таким образом, с протоколом GI, описанным в этом исследовании, единственными внешними силами, приложенными к участникам, являются масса тела (BW) и силы реакции земли (R). Уравнения (1), (2) и (3) могут быть записаны:
    x''G = Rx / м (1)
    y''G = Ry / m (2)
    z"G = (Rz - BW) / м (3)
    Где Rx, Ry, Rz являются мгновенными переднезадней, медиолатеральной и вертикальной составляющими векторной силы земной реакции соответственно. Типичные графики x''G, y''G и z''G показаны на рисунке 2.
  4. Вычислите 3D-графики времени центра тяжести скорости с помощью простого численного интегрирования 3D-графиков ускорения центра тяжести, используя константы интегрирования, равные нулю (т. Е. 3D начальный центр тяжести скорости считается нулевым10). На рисунке 2 показаны типичные временные графики переднезадней, медиолатеральной и вертикальной скорости центра тяжести (x'G, y'G и z'G соответственно).
  5. Выполните дополнительное интегрирование графика времени y'G для получения смещения центра тяжести по медиолатеральному направлению. Используйте эту величину для расчета "предела стабильности" (см. шаг 5.3.5.2).
  6. Вычислите медиолатеральное (yP) и переднезаднее (xP) смещение центра давления из данных силовой платформы с помощью уравнений (4) и (5):
    Equation 1(4)
    Equation 2(5)
    Где Mx и My — мгновенные моменты вокруг переднезаднего и медиолатерального направлений соответственно; Rx, Ry и Rz являются мгновенными переднезадней, медиолатеральной и вертикальной наземными силами реакции соответственно; и dz - расстояние между поверхностью силовой платформы и ее происхождением (предоставляется производителем). Типичные временные графики xP и yP показаны на рисунке 2 (см. также дополнительный рисунок S2).

5. Экспериментальные переменные

ПРИМЕЧАНИЕ: Каждая экспериментальная переменная, описанная ниже, должна быть извлечена из экспериментальных временных графиков, полученных для каждого испытания.

  1. Обнаружение временных событий инициации походки
    1. Начало АПА
      1. Отображение временных графиков смещения центра давления по медиолатеральному и переднезаднему направлениям.
      2. Вычислите среднее значение графиков времени медиолатерального и переднезадней центров давления в течение временного окна 250 мс, предшествующего второму сигналу, доставленному участникам.
        ПРИМЕЧАНИЕ: Эти значения соответствуют "базовым значениям" этих графиков времени.
      3. Обнаружение мгновений, следующих за вторым сигналом, когда медиолатеральный и переднезадний центр смещения давления отклоняется на 2,5 стандартных отклонения от исходного значения в течение не менее 50 мс.
        ПРИМЕЧАНИЕ: Эти два момента соответствуют наступлению АПА в медиолатеральном и переднезаднем направлениях (t0ML и t0AP, соответственно; Рисунок 2). Эти два момента также могут быть идентифицированы как мгновения, когда временные графики медиолатерального и переднезаднего ускорения центра тяжести достигают 10% от их соответствующего пикового значения.
      4. Убедитесь, что в условиях времени реакции начало APA колеблется между 150 мс и 300 мс после второго (Go) сигнала. Если нет, повторите испытание и инструкцию по временному давлению.
        ПРИМЕЧАНИЕ: Если он меньше 150 мс, участники ожидали. Если он превышает 300 мс, участники не были сосредоточены на задаче.
      5. Убедитесь, что в самоиницирующемся состоянии начало АПА превышает 300 мс. Если это не так, повторите испытание и инструкции по временному давлению, так как участники, возможно, инициировали походку в состоянии времени реакции.
    2. Время отката пятки
      1. Отображение временных графиков вертикального центра тяжести скорости и переднезаднего центра смещения давления.
      2. Определите момент, когда след вертикального центра тяжести скорости впервые достигает пика вниз после начала APA, как время отклонения пятки24 (рисунок 2). В качестве альтернативы можно определить момент, когда временной график переднезаднего центра смещения давления показывает быстрое падение к исходной линии (т.е. к пальцам ног); Рисунок 2) или поместите ножной переключатель (недорогой инструмент) на качающуюся пятку.
    3. Время отката пальцев ног
      1. Отображение временных графиков медиолатерального и переднезадней центров смещения давления и переднезадней скорости центра тяжести.
      2. Определите момент, когда временной график медиолатерального центра смещения давления достигает первого (квази) плато, направленного в сторону стопы стойки, как время отклона пальца ноги (рисунок 2). В качестве альтернативы можно определить момент, следующий за поворотом пятки, когда временной график переднезаднего центра смещения давления достигает 90% от максимального значения назад, или поместить ножной переключатель на качающийся носок.
    4. Время контакта качающейся ноги
      1. Отображение временных графиков переднезадней точки смещения центра давления.
      2. Определите момент, когда переднезадний центр давления резко смещается вперед (рисунок 2), как время контакта качающейся ноги. Если этот график времени получен, определите время контакта качающейся ноги как момент, когда этот производный график времени резко увеличивается от его базового значения уровня. Кроме того, поместите ножной переключатель на пятку качания, чтобы обнаружить этот момент.
        ПРИМЕЧАНИЕ: Здесь можно использовать метод, аналогичный описанному выше для обнаружения АПА (основанный на вычислении среднего значения базового уровня; шаг 5.1.1.2).
    5. Время отключения задней ноги
      1. Отображение временного графика смещения посредственного центра давления.
      2. Определить момент, когда временной график посредолатерального центра смещения давления достигает второго (квази) плато, направленного в обратную сторону, как и первый (шаг 5.1.3.2; Рисунок 2), время отключения задней ноги25. Кроме того, поместите ножной переключатель сзади, чтобы обнаружить этот момент.
  2. Вычисление временных переменных
    1. Вычислите задержку между началом APA (t0ML и t0AP) и временем отклонения пятки (tHO) как для медиолатерального, так и для переднезадней сторон, которые соответствуют длительности APA вдоль медиолатерального (dAPAML) и переднезадней сторон (dAPAAP). См. уравнения (6) и (7).
      dAPAML = tHO - t0ML (6)
      dAPAAP = tHO - t0AP (7)
    2. Вычислить задержку между временем выключения качания (tTO) и временем выключения пятки (tHO), которое соответствует длительности "фазы разгрузки" (UNLd; Рисунок 2) с помощью уравнения (8).
      UNLd = tTO - tHO (8)
    3. Вычислите задержку между временем выключения качания пальца ноги (tTO) и контактом поворотной ноги (tFC), которая соответствует длительности «фазы поворота» (SWINGd; Рисунок 2) с помощью уравнения (9).
      SWINGd = tFC - tTO (9)
  3. Вычисление пространственных переменных
    1. Исходное положение центра давления
      1. Отображение временных графиков смещения центра давления по медиолатеральному и переднезаднему направлениям.
      2. Вычислите средние значения медиолатерального (yP0) и переднезаднего (xP0) центра давления в течение временного окна 250 мс, предшествующего второму (исходящему) сигналу, подаваемому участникам, которые являются репрезентативными для положения центра давления в исходном положении (или «базового» значения).
        ПРИМЕЧАНИЕ: Пространственно-временные особенности АПА, описанные выше, чувствительны к положению центра давления в исходной позе26. Следовательно, важно проверить, что любое изменение особенностей АПА между экспериментальными условиями (например, состояние с препятствием для прояснения и состоянием без препятствия для прояснения) или между экспериментальными популяциями (например, здоровые участники против неврологических участников) не может быть приписано «простому» изменению положения центра давления в исходной позе. но скорее к исследуемому фактору.
    2. Амплитуда АПА
      1. Отображение временных графиков смещения центра давления и скорости центра тяжести вдоль медиолатерального и переднезадней сторон.
      2. Определите момент, когда каждый из этих четырех временных графиков достигает максимального значения во время временного окна APA (рисунок 2).
      3. Вычтите среднее базовое значение центра давления, рассчитанное на шаге 5.3.1.2 (т.е. значения xP0 и yP0), из максимального центра значения давления, обнаруженного во время временного окна APA (для каждого направления; т.е. вычислить с использованием уравнений (10) и (11)).
        xPAPA = xPMAX - xP0 (10)
        yPAPA = yPMAX - yP0 (11)
        Где xPAPA и yPAPA — амплитуда APA (центр давления) вдоль переднезаднего и медиолатерального направлений соответственно; xPMAX и yPMAX являются максимальным упреждающим центром смещения давления в переднезаднем и медиолатеральном направлениях соответственно.
        ПРИМЕЧАНИЕ: Для скорости центра тяжести такое базовое вычитание не требуется, поскольку считается, что участники изначально неподвижны (поэтому начальная скорость центра тяжести равна нулю; см. шаг 4.4). Четыре полученных значения являются репрезентативными для амплитуды APA (два значения на направление).
    3. Длина шага и ширина шага
      1. Отображение временного графика смещения центра давления вдоль переднезаднего направления.
      2. Определите наиболее обратное положение центра давления, xPBACK.
      3. Определите положение центра давления во время выключения задней ноги, xPRFO (рисунок 2 и шаг 5.1.5).
      4. Вычислите пространственную разницу между этими двумя величинами, которая соответствует длине шага, L41, используя уравнение (12).
        L = xPBACK - Xprfo (12)
      5. Отображение временного графика смещения центра давления по медиолатеральному направлению.
      6. Определите наиболее боковое положение медиолатерального центра давления, полученное во время первого плато временного графика, yPSTANCE («стойка», поскольку центр давления расположен под стойкой ноги в это время; см. рисунок 2).
      7. Определите боковой центр положения давления во время выключения задней ноги, yPRFO (рисунок 2 и шаг 5.1.5).
      8. Вычислите пространственную разницу между этими двумя величинами, которая соответствует ширине шага, W25, используя уравнение (13).
        W = yPSTANCE - yPRFO (13)
    4. Выполнение инициации походки
      1. Отображение временного графика скорости центра тяжести вдоль переднезаднего направления (рисунок 2).
      2. Определите момент, когда участники ударяются о силовую платформу поворотной ногой (шаг 5.1.4, рисунок 2) и обратите внимание на скорость центра тяжести в этот момент как критерий производительности GI.
        ПРИМЕЧАНИЕ: Пиковое значение этого временного графика, которое достигается через несколько миллисекунд после контакта с поворотной ногой, также можно рассматривать как критерий производительности GI. Длина шага и продолжительность фазы поворота также могут рассматриваться как критерии производительности GI. Чем длиннее и короче эти количества, соответственно, тем лучше производительность.
    5. Параметры контроля устойчивости
      1. Для индекса торможения отобразите график времени скорости центра тяжести вдоль вертикального направления. Обнаружение пиковой нисходящей скорости центра тяжести временного графика (z'GMIN) и скорости центра тяжести во время контакта с качающейся стопой (z'GFC, рисунок 2). Вычислите разницу между этими двумя величинами, называемыми «индексом торможения» (BI), как индикатор контроля устойчивости, используя уравнение (14).
        BI = Equation 3 (14)
        ПРИМЕЧАНИЕ: BI был введен До и его коллегами и предоставляет доказательства того, что центральная нервная система предвидит удар качающейся ноги о опорную поверхность, уменьшая вертикальный центр тяжести скорости во время фазы поворота инициации походки 4,5,27. Это активное торможение облегчает поддержание устойчивости после удара ногой. Чем больше BI, тем лучше контроль стабильности.
      2. Для предела устойчивости отобразите временные графики скорости центра тяжести и смещения по медиолатеральному направлению. Обнаружение скорости (y'GFC) и смещения центра тяжести (yGFC) во время контакта с качающейся ногой (рисунок 2). Вычислите медиолатеральную составляющую предела устойчивости (MOS) при контакте стопы с помощью уравнения (15).
        Equation 4(15)
        Где BOSmax — медиолатеральная граница основания опоры (BOS), а ω0 — собственная частота тела, смоделированная как перевернутый маятник. Во время ГИ участники систематически приземляются на силовую платформу сначала качающейся пяткой, затем носком. При такой стратегии посадки ноги BOSmax может быть оценен по медиолатеральному центру давления в момент выключения задней ноги (шаг 5.1.5). Собственная частота тела может быть вычислена с помощью уравнения (16).
        Equation 5(16)
        Где g = 9,81 м/с² — гравитационное ускорение, а l — длина перевернутого маятника, что соответствует 57,5% от высоты тела.
        ПРИМЕЧАНИЕ: Величина в скобках в уравнении (15) называется "экстраполированным центром масс"18. Условие устойчивости при контакте стопы подразумевает, что экстраполированный центр масс расположен в пределах основания опоры. Это условие соответствует положительному значению MOS. Если МОС отрицательный, для восстановления равновесия требуются корректирующие постуральные корректировки.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Representative Results

Описание репрезентативных биомеханических временных графиков, полученных от силовой платформы во время инициации походки
Каким бы ни был уровень временного давления или инструкция по скорости ГИ, отклонение каблука систематически предшествует АПА. Эти АПА могут характеризоваться задним и поворотным боковым смещением центра давления (рисунок 2). Этот упреждающий сдвиг центра давления способствует ускорению центра тяжести в противоположном направлении (т.е. вперед и в стойку со стороны ноги). Вдоль переднезаднего направления скорость центра тяжести постепенно увеличивается до пика вскоре после контакта с качающейся ногой. Вдоль медиолатерального направления скорость центра тяжести сначала достигает пика к стороне ноги стойки при отклонении от носка, а затем достигает пика к стороне поворотной ноги вскоре после контакта с ногой. Вдоль вертикального направления скорость центра тяжести достигает пика вниз примерно в середине позиции. Затем он меняет направление и достигает значения, близкого к нулю при контакте с ногами.

Figure 2
Рисунок 2: Репрезентативные биомеханические графики времени, полученные с силовой платформы во время инициации походки (одно единственное испытание) и выбранные пространственно-временные переменные. Походка была запущена быстро в состоянии времени реакции. X''G, y''G, z''G: ускорение центра тяжести в переднезаднем, медиолатеральном и вертикальном направлениях соответственно. X'G, y'G, z'G: скорость центра тяжести в переднезаднем, медиолатеральном и вертикальном направлениях соответственно. xP, yP: смещение центра давления по переднезаднему и медиолатеральному направлениям соответственно. Хронометраж событий. t0ML, t0AP, tHO, tTO, tFC, tRFO: начало АПА по медиолатеральному и переднезадней направлениям, время отката пятки, время отката, время отката ноги, время контакта стопы и время выключения задней ноги соответственно. Временные переменные. APA, UNL, SWING: временные окна для APA, фазы разгрузки и фазы поворота инициации походки соответственно. Пространственные переменные. X'GFO, x'GFC, xPMAX, yPMAX, L, W, z'GMIN, z'GFC: переднезадняя скорость центра тяжести при выключении и контакте с ногой, максимальное упреждающее смещение центра давления вдоль переднезадней и медиолатеральной сторон, длина шага, ширина шага, пиковая скорость нисходящего центра тяжести и вертикальная скорость центра тяжести при контакте с качающейся стопой соответственно. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этого рисунка.

Репрезентативные значения экспериментальных переменных у молодых здоровых взрослых: влияние скорости и временного давления

Временные переменные

Продолжительность APA
Продолжительность АПА в переднезаднем и медиолатеральном направлениях зависит от скорости ГИ, но в противоположном направлении. Более конкретно, длительность APA вдоль переднезаднего направления увеличивается со скоростью GI, с типичными значениями в диапазоне от ~ 500 мс для медленного GI и ~ 700 мс для быстрого GI9. Напротив, длительность АПА вдоль медиолатерального направления уменьшается со скоростью ГИ. Типичные значения варьируются от ~700 мс для медленного GI и ~500 мс для быстрого GI21.

Продолжительность переднезадней и медиолатеральной АПА также зависит от временного давления (приведенные выше значения относятся к самоиницирующемуся состоянию (т.е. состоянию с низким временным уровнем давления). Исследования в литературе обычно сравнивают продолжительность АПА в состоянии с низким и высоким временным давлением, когда походка инициируется в быстром состоянии 1,28. В этих условиях продолжительность как переднезадней, так и медиолатеральной АПА уменьшается примерно на 20-30 мс в состоянии времени реакции по сравнению с самоинициированным состоянием.

Продолжительность фазы разгрузки
Длительность фазы разгрузки зависит от скорости ГИ (т.е. она уменьшается при увеличении скорости ГИ). Типичные длительности варьируются от ~200 мс для медленного ГИ и ~70 мс для быстрого ГИ21. Продолжительность фазы разгрузки не чувствительна к временному давлению, по крайней мере, когда походка инициируется в быстром состоянии29.

Продолжительность фазы поворота
Длительность фазы колебания зависит от скорости ГИ (т.е. она уменьшается при увеличении скорости). Типичные длительности варьируются от ~ 500 мс для медленного GI и ~ 300 мс для быстрого GI21. Напротив, эта продолжительность не чувствительна к временному давлению, по крайней мере, когда походка инициируется в быстром состоянии29.

Пространственные переменные

Амплитуда АПА
Амплитуда АПА зависит от скорости ГИ. Более конкретно, в самоиницирующемся состоянии амплитуда АПА вдоль переднезаднего направления увеличивается, когда скорость ГИ увеличиваетсяна 9. Типичные значения APA варьируются от ~7 см до ~0,15 м/с (для упреждающего центра смещения давления и скорости центра тяжести соответственно) для медленного ГИ и ~13 см и ~0,36 м/с для быстрого ГИ. Амплитуда АПА по медиолатеральному направлению, с точки зрения центра смещения давления, также увеличивается со скоростью GI21. Типичные значения варьируются от ~3 см для медленного ГИ и ~4 см для быстрого ГИ. Напротив, максимальная скорость центра тяжести, достигнутая во время APA (медиолатеральное направление), не изменяется со скоростью GI. Типичные значения ~ 0,13 м/с. Амплитуда АПА также чувствительна к временному давлению, по крайней мере, когда походка инициируется быстро28,29. Более конкретно, как переднезадний, так и медиолатеральный компоненты АПА увеличиваются с временным давлением.

Длина шага и ширина шага
Длина шага и ширина шага зависят от скорости ГИ, но не от временного давления. Длина шага обычно достигает ~ 50 см и ~ 90 см, когда походка инициируется в медленном и быстром состоянии, соответственно23. Ширина шага обычно достигает ~ 12 см и ~ 14 см, когда походка инициируется в медленном и быстром состоянии GI, соответственно9.

Выполнение инициации походки
Пик скорости центра тяжести обычно колеблется между ~1 м/с для медленного ГИ и ~2 м/с для быстрого ГИ10. Для быстрого ГИ временное давление не влияет на этот параметрпроизводительности 29, хотя оно может вызвать небольшое (~9%) изменение28.

Параметры контроля устойчивости

Индекс торможения
BI чувствителен к скорости GI. Когда походка инициируется в медленном состоянии с длиной шага менее ~43 см, BI равен нулю, потому что нет необходимости тормозить падение центра тяжести. Необходимость торможения центра тяжести падения возникает при шаге длиной более 43 см. Типичное значение BI составляет 0,08 м/с для походки, начатой со скоростью 1 м/с и с длиной шага 55 см27.

Запас прочности
МОС не чувствителен к скорости ГИ или к временному давлению21,30. Типичные значения MOS, полученные во время GI, составляют ~5 см21.

Дополнительный рисунок S1: Скриншоты программного обеспечения (Qualisys Track Manager), показывающего 3D-силы реакции на землю во время инициации походки. Слева — ось силовой платформы, положение центра давления (соответствующее точке приложения вектора силы реакции грунта) и вектор силы реакции грунта в исходном положении; справа, временной ход необработанных 3D сил наземной реакции во время инициации походки (один участник, одно испытание). Зеленые, красные и синие следы представляют силу реакции земли вдоль переднезаднего, медиолатерального и вертикального направления соответственно. Ординаты: амплитуда силы в ньютонах. Абсцисса: время в мс. Участники сначала встали на левой стороне силовой платформы и инициировали походку в правую сторону. Обратите внимание, что участник покинул силовую платформу в момент t = 3 200 мс. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы загрузить этот файл.

Дополнительный рисунок S2: Скриншоты программного обеспечения (Qualisys Track Manager), показывающие необработанный центр следов смещения давления. слева — ось силовой платформы, положение центра давления (соответствующее точке приложения вектора силы реакции земли) и вектор силы действия, оказываемый участником на платформу силы в исходном положении; справа, следы временного хода сырого центра смещения давления (один участник, одно испытание). Зеленые и красные следы представляют собой центр смещения давления вдоль переднезаднего и медиолатерального направления соответственно. Ордината: смещение в миллиметрах. Абсцисса: время в мс. Участники сначала встали на левой стороне силовой платформы и инициировали походку в правую сторону. Обратите внимание, что участник покинул силовую платформу в момент t = 3 200 мс. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы загрузить этот файл.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Discussion

Целью данной работы было предоставление ученым, клиницистам и студентам высших учебных заведений информации о методе («глобальный» метод), используемом в нашей лаборатории для исследования биомеханической организации инициации походки (ГИ). Критические этапы протокола, ограничения метода, а также альтернативные методы и приложения обсуждаются ниже.

Критическим шагом в протоколе является обнаружение событий синхронизации ГИ (т.е. начало APA, отмахивание пятки и носка, а также выключение задней ноги). Значения как временных, так и пространственных переменных, связанных с организацией ГИ, зависят от правильного обнаружения этих событий. Для каждого из них было предложено несколько методов обнаружения (предложенные способы не являются исчерпывающими). Рекомендуется использовать один и тот же метод во всем анализе данных, чтобы обеспечить согласованность между испытаниями и экспериментальными условиями и позволить сравнение между исследованиями в литературе. Тем не менее, также рекомендуется использовать по крайней мере два различных метода, чтобы обеспечить правильное обнаружение правильных событий синхронизации (в этих методах ожидаются лишь незначительные различия во значениях временных признаков). Кроме того, для каждого события синхронизации может применяться автоматическое обнаружение (например, с помощью процедуры MATLAB). Эта процедура может быть легко запрограммирована с помощью методов, представленных в этой статье. Настоятельно рекомендуется визуально проверить согласованность и «достоверность» данных, автоматически получаемых с помощью этих процедур. Например, амплитуда упреждающего центра смещения давления не должна превышать размер основания опоры. Ожидается, что он будет направлен назад и в сторону качающейся ноги (за исключением конкретных экспериментальных популяций); ожидается, что время отката пальца ноги произойдет после отката пятки; Начало АПА не должно происходить раньше, чем за 150 мс до сигнала вылета или через 300 мс после (в состоянии времени реакции). Другими словами, считается, что одного автоматического обнаружения недостаточно для правильного и «безопасного» анализа данных; важно иметь глубокие знания о i) глобальном временном ходе биомеханических графиков, ожидаемых от силовой платформы, и ii) типичных значениях, ожидаемых от здоровых участников. Мы считаем, что, помимо способности программировать автоматические процедуры, эти знания имеют сильную дидактическую ценность для студентов высших учебных заведений в области биомеханики. Вот почему эти два элемента представлены в этой статье.

Признается, что «глобальный» метод имеет, по крайней мере, два ограничения. Во-первых, этот метод не предоставляет данные о начальной позе участников (т.е. об относительном положении сегментов тела), но предоставляет данные о начальном центре давления и положении центра тяжести (относительное положение которого определяет состояние равновесия). Один и тот же начальный центр давления и положение центра тяжести теоретически могут быть достигнуты с бесконечным числом поз. Другими словами, начальные постуральные условия, при которых участники инициируют походку, не могут полностью контролироваться глобальным методом. Поэтому визуальная проверка первоначальной позы участников экспериментируемым исследователем или клиницистом важна, если относительное положение сегментов тела не может быть записано (например, с помощью камеры). Во-вторых, метод не дает информации о вкладе ускорения каждого сегмента тела (или «локальных» ускорений) в ускорение центра тяжести всего тела. Из этого следует, что теоретически возможно, что ускорение определенных сегментов тела может быть компенсировано замедлением некоторых отдаленных сегментов тела, что приводит к нулевому ускорению центра тяжести всего тела во время APA31. Таким образом, использование акселерометров, расположенных на нескольких сегментах тела (например, туловище, бедра, ноги), может иметь отношение к заполнению данных о силовой платформе.

Альтернативным и популярным методом вычисления центра тяжести всего тела во время ГИ является кинематический метод, который основан на записях с использованием системы захвата движения отражающих маркеров, приклеенных к сегментам суставов всего тела. Сигналы, обеспечиваемые этими отражающими маркерами, позволяют восстановить скелет всего тела. Основываясь на размере каждого сегмента тела, восстановленного таким образом, и информации, предоставленной антропометрическими таблицами (например, массой и плотностью костей), 3D-положение центра тяжести каждого сегмента может быть вычислено с помощью программного обеспечения камеры. С помощью этих данных можно вычислить 3D-положение центра тяжести всего тела. При последовательном выводе сигнала положения можно получить скорость и ускорение центра тяжести всего тела. Для вычисления кинематики центра тяжести всего тела требуется 53 отражающих маркера32. Однако упрощенная модель с 13 маркерами была недавно предложена Tisserand et al.33.

Преимущества глобального метода (который может быть ассимилирован в кинетический метод, поскольку он основан на регистрации сил и моментов) перед кинематическим методом исследования постуральной организации ЖКТ заключаются в следующем: i) он не требует подготовки участников, что экономит время, что особенно важно в случаях хрупких или патологических пациентов, участвующих в эксперименте; ii) позволяет избежать потенциальных ошибок при вычислении ускорения центра тяжести всего тела из-за кумулятивных малых погрешностей при позиционировании маркера, допущенных экспериментатором, поскольку глобальный метод обеспечивает прямую меру этой величины; iii) положение центра давления не может быть вычислено с помощью систем захвата движения. Главный недостаток глобального метода перед кинематическим методом был поднят выше – он не позволяет исследовать осанку или сегментарную координацию.

Теперь примечательно, что результаты из современной литературы предполагают, что оба метода обеспечивают эквивалентную меру кинематики центра тяжести и времени событий во время двигательных задач. Например, Langeard et al.34 сообщили, что оценка торможения в центре тяжести ("индекс торможения" (BI)) с использованием глобального метода или кинематического метода во время ГИ является высоконадежной. Во время компенсаторных реакций маки и Макилрой35 сообщили, что переднезадняя скорость и смещение центра тяжести, рассчитанные при контакте стопы с обоими методами, обеспечили достаточно хорошее согласие как у молодых здоровых людей, так и у пожилых людей. Аналогичным образом, во время прямой ходьбы по ровной местности у людей с трансфеморальной ампутацией, Lansade et al.36 показали, что оценка скорости центра тяжести на основе интеграции данных силовой платформы была приемлемой. Наконец, Caderby et al.24 и Yiou et al.25 показали, что эти два метода обеспечивают аналогичную оценку события отклонения пятки и длины/ширины шага, соответственно, во время ГИ.

Глобальный метод был первоначально применен к парадигме ГИ у молодых здоровых людей для получения базовых знаний о нормальном постуральном контроле во время функциональной двигательной задачи, требующей одновременного движения всего тела и поддержания стабильности10. С тех пор он был широко распространен для изучения многих других динамических двигательных задач всего тела, таких как выпады в фехтовании37, прыжки38, сидение на39 и сгибание нижних конечностей40. Следует отметить, что этот метод также применялся для исследования постурального контроля во время завершения различных двигательных задач, включая одиночный шаг41 и направление42, и потенциально может быть применен для исследования прекращения походки, как это ранее было сделано с кинематическим методом43. Наконец, метод также широко используется у пациентов с неврологическими состояниями и у пожилых людей для лучшего понимания патопсихофизиологических механизмов, влияющих на динамический постуральный контроль 2,3,4,5 и, в последнее время, у пациентов с болезнью Паркинсона для проверки эффективности различных нефармакологических вмешательств (таких как растяжение лодыжки44 и функциональная электрическая стимуляция3 ) в усилении постурального контроля.

В заключение в данной статье представлен подробный метод, предназначенный для исследования постурального контроля во время инициации походки. Для каждой переменной были приведены нормативные значения, полученные у молодых здоровых взрослых. Метод имеет сильную биомеханическую подоплеку, так как основан на законах механики для вычисления кинематики центра тяжести и центра давления. Анализ взаимодействия между этими двумя виртуальными точками является ключевым моментом данного метода, поскольку он определяет условия стабильности и прогрессирования всего тела. Поскольку выполнение большинства наших повседневных двигательных задач (включая спорт и работу) требует безопасной (стабильной) прогрессии всего тела, метод очень подходит для получения представления о попуродинамических механизмах, лежащих в основе двигательной эффективности / дефицита как в здоровых, так и в патологических популяциях. Поэтому он имеет сильное применение в науке о движении человека, спортивной науке, эргономике и клинической науке.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Disclosures

У авторов нет конкурирующих интересов.

Acknowledgments

Авторы хотели бы поблагодарить АНРТ и ЛАДАПТ.

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)

DOWNLOAD MATERIALS LIST

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).

Tags

Неврология Выпуск 185
Постуральная организация инициации походки для биомеханического анализа с использованием записей силовой платформы
Play Video
PDF DOI DOWNLOAD MATERIALS LIST

Cite this Article

Simonet, A., Delafontaine, A.,… More

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).

Less
Copy Citation Download Citation Reprints and Permissions
View Video

Get cutting-edge science videos from JoVE sent straight to your inbox every month.

Waiting X
Simple Hit Counter