Kinesiologi -taping og ankelstabilitet ved akutte skader under trapp nedstigning (KTAS-SD)

Bakgrunn akutte ankelskader (ATIS) er blant de vanligste skadene som idrettsutøvere opplever, spesielt innen idrett som fotball, basketball og løping. Forskning indikerer at akutte ankelskader, særlig de som opprettholdes under idrett med høy intensitet, er assosiert med økt risiko for langsiktig funksjonell ustabilitet hos idrettsutøvere. Maresh gjennomgikk den funksjonelle ustabiliteten som kan resultere etter ankelligamentskade og understreket viktigheten av tidlig intervensjon og effektiv rehabilitering av akutte ankelskader. Biomekaniske studier har videre avdekket virkningen av akutte ankelskader på kinetikkstabiliteten til underekstremitetene. Akutte ankelskader kan påvirke bevegelsesmønstrene til ankelleddet og dets tilstøtende ledd (kne, hofte), noe som resulterer i redusert stabilitet under bevegelse og økt risiko for andre skader. I tillegg har Wang, et al. studerte biomekanikken i kneleddet gjennom trinnbredde og foreslo ideen om skjøter som fungerer sammen under bevegelse, noe som også er av stor betydning for forståelsen av akutt ankelleddskader. For å minimere risikoen for akutte ankelskader gjennomførte Willson en systematisk gjennomgang som fremhever flere forebyggingsstrategier. Disse inkluderer bruk av ankelstag fra idrettsutøvere, nøye utvalg av passende sportssko og optimalisering av treningsprogrammer. Sammen har disse tiltakene som mål å effektivt forhindre og redusere forekomsten av slike skader. Derfor er det viktig å utforske teoretisk og praktisk betydning for å utforske hvordan man kan forbedre stabiliteten til ankelleddet ved effektive midler, redusere risikoen for sportsskader og forbedre kroppsstabiliteten.

Blant de mange eksperimentelle forskningspublikasjonene som utforsker de kinematiske egenskapene, kinetikkmekanismene og endringer i leddstivhet hos pasienter med akutte ankelskader under klatring og synkende trapper, har flere studier undersøkt virkningen av forskjellige faktorer på ankelleddstabilitet. Forskning har avdekket at det er en nær sammenheng mellom endringer i ankelfleksjon og forlengelsesvinkler og gang effektivitet og stabilitet. Wang et al. Fokuserte forskningsperspektivet på virkningen av trinnbredde på de biomekaniske egenskapene til kneleddet og la vekt på at synergien mellom ankelleddet og kneleddet spiller en uunnværlig rolle i å opprettholde den generelle stabiliteten. Protopapadaki et al. gjennomførte en omfattende analyse av endringene i vinkler med fleksjonsforlengelse og øyeblikk av ankelleddet under stigende og synkende trappetur. De fremhevet at en større ankelfleksjonsvinkel under synkende trapphandlinger kan øke risikoen for ankelleddskade. Studien av Riener et al. fokusert på den maksimale fleksjonsvinkelen til kneleddet når du synker trappene og fant ut at det er en betydelig sammenheng mellom vinkelendringen av kneleddet, bevegelsesområdet og belastningen som bæres av ankelleddet. Novak og Brouwer analyserte svingningene i felles øyeblikk under prosessen med å stigende og synkende trapper, og avslørte at økningen i ankelleddsbelastning hos eldre kan indusere risikoen for skade. Studien av Gill et al. Utforsket den iboende sammenhengen mellom bagasjeromsspenning og postural balanse, og understreket den viktige rollen som koordinering mellom bagasjerommet og underekstremitetene for å opprettholde ankelleddstabilitet. Major et al. Undersøkte virkningen av protesefotstivhet på gang- og muskelfunksjon og påpekte at lignende stivhetsendringer også kan ha en dyp innvirkning på ankelleddstabiliteten til sunne individer.

Kinesiologi-taping (K-Taping), som en teknologi som vanligvis brukes i idrettsmedisin og rehabiliteringsbehandling og har blitt mye brukt over hele verden de siste årene. Gjennom sin unike elastiske materialdesign og monteringsteknikk gir K-Taping ekstra støtte og beskyttelse for muskler og ledd uten å begrense leddbevegelsen, og dermed forbedre muskelsammentrekningen, forbedre utholdenhet, redusere skjelvinger og smerter og til slutt forbedre leddstabiliteten. Selv om K-Taping i økende grad blir brukt innen idrettsmedisin, krever dens spesifikke innvirkning på stabiliteten og bevegelseseffektiviteten til spesifikke ledd (for eksempel ankelledd) fortsatt ytterligere dyptgående analyse. Forskning av Biz et al. avslørte den positive effekten av K-Taping på bevegelsesområdet til ankelleddene under løpende aktiviteter, og bidro til å forbedre leddstabilitet og generell sportsytelse. Studien av Wikstrom et al. understreket den betydningsfulle rollen til K-Taping i å justere muskelaktiveringsmønstre og leddmomenter hos pasienter med akutte ankelskader, spesielt ved å kontrollere ankeleversjonsmomenter. I sammenheng med stigende og synkende trapper, viser forskning fra Paquettes team at K-Taping kan redusere belastningen på ankelleddet, optimalisere felles bevegelsesbanen, og følgelig redusere risikoen for skade. Aytar et al. Ytterligere undersøkte effekten av K-taping på muskelkraft og leddstivhet og fant at den kan forbedre muskelkraften betydelig i det skadde området og øke leddstivheten, og dermed forbedre pasientens bevegelsesevne og stabilitet. Forskning fra Ellis sitt team avslørte den unike rollen som K-Taping i å koordinere de kinematiske mønstrene i ankelleddet og kneleddet, noe som bidro til å redusere belastningen på ankelleddet og forbedre den generelle bevegelseskoordinasjonen. Halseth et al. Kontrollerte videre den positive effekten av K-Taping i å utvide rekkevidden av ankelledd og forbedre muskelaktiveringsnivået, og gi sterk støtte for pasientrehabilitering. Samtidig observerte forskning fra Lees team at K-Taping har en betydelig effekt i å forbedre ankelleddstabiliteten og muskelaktiveringsnivået, spesielt i kinetikkbevegelser. I tillegg har forskningen fra Fayson et al. Viste også at K-taping kan forbedre leddstivheten og muskelkraftutgangen til ankelleddet, og gi et effektivt middel for pasienter med akutte ankelskader for å forbedre stabiliteten i underekstremiteten og redusere risikoen for reinjury.

Målet med denne studien var å utforske effekten av KT og ST på biomekanikken til pasienter med akutte skader ved bruk av en synkende trappeoppgave. Investeringene antok at gjennom inngripen av intramuskulær lapping, ville stabiliteten til ankelleddet til K-tapende pasienter bli styrket, noe som vil bidra til å forbedre stabiliteten til ankelleddet og dermed bedre opprettholde balansen under prosessen med å gå ned nedover trapper.

Metoder Studien brukte en randomisert crossover -design for å undersøke de biomekaniske effektene av muskeleffektivitetslapper mens de gikk nedover nedtur. Tjuesju personer med akutte ankelskader deltok i studien. Fagene deltok i to sett med intervensjonsforhold: KT Experimental Group (trening Kinesio -bånd) og ST -kontrollgruppen (ingen Kinesio -bånd), med tre separate synkende trappetester for hver tilstand. Den biomekaniske ytelsen til de akutt skadde forsøkspersonene under en synkende trappeoppgave ble sammenlignet med ST -gruppen med fokus på bevegelsesstabilitet i nedre ekstremiteter og ganganalyse, påvirkningskrefter, etc. Et Vicon Motion Capture -system, med åtte kameraer, ble integrert med AMTI Force -plattformen for samtidig å samle biomekaniske data. Disse dataene omfattet leddvinkler, øyeblikk og kraft under pre-vektbærende, midtstans og push-off-faser av den berørte lemmen, som dokumentert i referanse. I tillegg ble elektromyografi (EMG) utstyr fra forsinkelser, Boston, MA, USA, brukt for å vurdere muskelaktiveringsmønstre, som beskrevet i referanse.

Deltakere i denne studien, a priori effektivitetsanalyser ble utført ved bruk av G*Power (versjon: 3.1.9.7; Henry Düsseldorf University, Düsseldorf, Tyskland) for å bestemme prøvestørrelsen som kreves for den eksperimentelle utformingen. Funnene demonstrerte at en minimum prøvestørrelse på 27 deltakere var nødvendig for å oppnå en moderat effektstørrelse på 0,50. Ved å fullføre AOFAs (American Orthopaedical Foot & Ankle Society) ble ankel-Hindfoot skala samt VAS-skalaen, 27 personer med akutte ankelskader fra Ningbo University ble valgt (alder: 18,30 ± 25,80 år; Høyde: 162,45 ± 185,14 CM; Vekt: 60,20 ± 85,05 kg). Deltakerne ble valgt i henhold til følgende kriterier: forsøkspersoner hadde opplevd minst en akutt forstuing av ankelleddet. De som opplevde symptomer på smerter og ustabilitet under daglige aktiviteter eller idretter. Ingen andre alvorlige sykdommer påvirker funksjonen til underekstremitetene (f.eks. Leddgikt, alvorlige knelesjoner, etc.). AOFAs <80 poeng og VAS ≤ 3 på den berørte siden. Begynnelsen av skaden er vanligvis begrenset til 7 dager for å sikre at den er i den akutte fasen. Deltakerne opprettholdt et jevnt nivå av daglig aktivitet i løpet av studieperioden. Eksklusjonskriterier: Historie med alvorlig strukturell skade eller kirurgi til ankelen (f.eks. Likamentrekonstruksjonskirurgi, artroskopisk kirurgi, etc.). Tilstedeværelse av nevromuskulær sykdom, eller kvinner under graviditet. Allergi mot muskelplastermaterialer eller historie med hudsykdom. Ankelrelatert kirurgi eller rehabilitering i løpet av de siste 6 månedene. Før igangsetting av datainnsamling ga alle deltakerne sitt skriftlige informerte samtykke. I tillegg fikk studien etisk godkjenning fra etikkomiteen ved Ningbo University, og sørget for at forskningen overholdt de høyeste etiske standardene (godkjenningsnummer: TY2025004).

Prosedyrer for datainnsamling Alle eksperimentelle tester ble utført i Exercine Biomechanics Laboratory fra Institute of Greater Health, som ligger ved Ningbo University i Ningbo, Kina. Laboratoriet er utstyrt med et sofistikert Vicon Motion Capture System (Oxford Metrics Ltd, Oxford, UK). Dette avanserte systemet inkluderer åtte kameraer med høy presisjon, som ble brukt for å nøyaktig registrere tredimensjonale bevegelsesdata da deltakerne var engasjert i aktiviteten til synkende trapper. Prøvetakingsfrekvensen for Vicon Motion Capture System (Oxford Metrics Ltd, Oxford, UK) ble konfigurert til 200 Hz, og systemet gjennomgikk omhyggelig kalibrering før hver test for å sikre presise målinger av leddkinematikk og bevegelse. Kalibrering inkluderte posisjonering av reflekterende markører på forhåndsdefinerte steder i fangstområdet og justerte kameraene for optimal innretting og nøyaktighet. Denne prosedyren ble gjentatt ved starten av hver datainnsamlingsøkt for å opprettholde konsistensen i målinger. Force -plattformen, hentet fra AMTI i Watertown, Massachusetts, USA, ble konfigurert med en prøvetakingsfrekvens på 1000 Hz. Denne spesifikke frekvensinnstillingen ble bevisst valgt for å sikre en presis og detaljert registrering av bakkreaksjonskrefter da deltakerne gikk ned trappene. Gjennom denne høye prøvetakingshastigheten, kan eventuelle subtile variasjoner og dynamiske endringer i kreftene som utøves på bakken under trappen - nedstigningsprosessen, blir tatt nøyaktig og analyseres. De to systemene ble nøyaktig synkronisert for å sikre sømløs datainnsamling. Det første kontaktpunktet under trapp nedstigning ble bestemt basert på et spesifikt kriterium. Den ble identifisert da den vertikale bakkreaksjonskraften registrerte en verdi som oversteg 10 nm. Denne standardiserte metoden for å identifisere det opprinnelige kontaktpunktet tillot konsistent og nøyaktig dataanalyse, og letter en mer dyptgående forståelse av de biomekaniske prosessene som er involvert i trappens nedstigning. AMTI Force -plattformen ble også kalibrert før hver test etter produsentens instruksjoner, som innebar å bruke en kjent belastning for å verifisere og justere kraftutgangen for nøyaktige avlesninger.

Alle deltakerne hadde på seg standardiserte tettsittende klær og forble barbeint for å sikre synligheten av kroppsmarkører som ble brukt til bevegelsesfangst. Antropometriske målinger, inkludert høyde, vekt og benlengde, ble dokumentert. Totalt 38 markører, hver 14 mm i diameter, ble plassert på underekstremitetene og overkroppen etter OpenSim Gait-2392-modellen. Reflekterende markører ble plassert på spesifikke anatomiske landemerker, plasseringen av EMG -sensorer festet Seniam -retningslinjene, med åtte sensorer plassert på muskelgruppene i soleus, medial og lateral gastrocnemius, tibialis anterior, rektus femoris, og medial og lateral data calus, kall -muskler, brukt til å campe for å fange muskler, og mediale aktivering av gastus og medial og medial og medial og medial og medial og medial og medial og medial og medial og medial og medial og medial og medial og medial og medial og medial og medial og medial og medial og mediale og mediale og mediale og mediale og mediale. Protokoller, som inkluderte verifisering av sensorsignalnøyaktighet og optimalisering av systemet for å minimere støy og sikre konsistent datainnsamling. For å forbedre signalkvaliteten ble hudforberedelsesteknikker som barbering og påføring av rensende geler utført. EMG -systemets pålitelighet når det gjelder registrering av muskelaktivitet under trening har blitt validert i tidligere studier.

Vicon Motion Capture System, AMTI Force -plattformen og EMG -systemet ble synkronisert for å muliggjøre integrert datainnsamling. Før du startet eksperimentet, ble det utført en statisk kalibreringsprosedyre for å støtte den påfølgende opprettelsen av manikiner. Deltakerne ble først introdusert for eksperimentelle forhold og prosedyrer. Under statisk datainnsamling sto deltakerne på kraftplattformen med føttene rettet parallelt med y-aksen, armene forlenget i en 45 ° vinkel fra sidene, og blikket festet fremover. Denne holdningen ble opprettholdt til den statiske datainnsamlingen var fullført. RLA -ganganalysemetoden til Rancho Los Amigos (RLA) Medical Center, California, USA ble brukt.

I denne studien ble 5 cm brede kinesiotaping (Kinesio®Tex GoldTM) brukt på deltakerne, som ble karakterisert som å kunne strekkes til 140% av sin opprinnelige lengde. K-Taping-teknikken ble brukt etter metodikken skissert av Jackson et al. Dette eksperimentet brukte en randomisert grupperings- og crossover -design for å dele forsøkspersonene i KT -gruppen og ST -gruppen. KT-gruppe brukte K-taping (fire bånd ble påført foten (foten ble holdt i dorsifleksjon på 90 grader) for å gi støtte og stabilitet. Det første båndet ble forankret på midtpunktet under hælbenet, med 20% spenning påført i begge ender for å strekke seg opp sidene av hælen og talus, og roter litt over tibialis fremre muskler for å minimere ankelrotasjonen til side til side; Det andre båndet ble påført sideveis ved 50% spenning til sidehælbenet, og strekker seg rundt hælen til det mediale første metatarsale beinet for å begrense fotrotasjonen; og det tredje båndet, igjen med 50% spenning, ble påført medial talus, pakket rundt hælen og pakket rundt det mediale første metatarsalbeinet for å begrense fotrotasjonen.

Det tredje båndet, også med 50% spenning, starter ved medial talus, vikler seg rundt hælen og over fjerde og femte metatarsals for å forbedre plantarstabiliteten ytterligere; Det fjerde båndet er forankret fra navikulærbenet, vikler seg rundt plantarfoten til det laterale kuleformbenet med 20% spenning, og øker deretter til 80% spenning rundt Achilles -senen bakover for å forankre den til sidekanten, og til slutt strekker seg til 50% spenning for å dekke de første og andre metatarsale beinene og vikle rundt område. (Denne metoden for å bruke lappen er egnet for beskyttelses- og støttebehov i idrett gjennom den nøyaktige fordelingen av spenning og retningsbestemt kontroll for å begrense rotasjonen og dreie av foten, og samtidig for å styrke stabiliteten til ankelleddet og fotens såle) i ST -gruppen, var muskellappen ikke brukt, og bare rutinetesten ble utført. Den eksperimentelle oppgaven var en synkende trappestest, som ble gjort på en fire-trinns trapp (hvert trinn var 300 mm i lengde, 900 mm i bredde og 170 mm i høyden), og forsøkspersonene ble bedt om å fullføre oppgaven med å gå ned trappen 20 ganger med en naturlig gang i hver eksperimentelle tilstand. Alle forsøkspersoner ble pålagt å være barfot. Testen ble delt inn i to forhold, KT-gruppe og ST-gruppe, med en 5 til 10-minutters pause mellom forholdene for å unngå utmattelsesforstyrrelser. Kinematiske data, synkende trappetid og gangstabilitet ble registrert under eksperimentet, og subjektiv oppfatning ble samlet. På slutten av eksperimentet ble muskellappen fjernet, lappestedet ble renset, og dataene ble organisert og støttet opp for å gi et grunnlag for etterfølgende analyse. Sikkerheten til forsøkspersonene ble sikret gjennom hele eksperimentet for å unngå ulykker.

For å samle biomekaniske data og sikre at forsøkspersoner nøyaktig fullfører den synkende trappeoppgaven, vil studien først planlegge forsøkspersoner for å utføre en standardisert oppvarming for å sikre at musklene i nedre ekstremitet er fullt aktivert. Før testens start, ble forsøkspersoner kjent med de synkende trappemanøveren ved å øve og markere klare start- og sluttposisjoner på trappene for å sikre et jevnt tempo for hver test. Data for hver test ble samlet inn ved bruk av et høye presisjonsbevegelsesfangstsystem og kraftplattform, hovedsakelig involvert endringer i kne- og ankelleddvinkler, EMG-signaler og leddkrefter. Hvis motivet ikke klarte å fullføre bevegelsen eller bevegelsen ikke ble standardisert, ble det ansett som en fiasko og ble ikke talt i dataanalysen.

Høyhastighets biplanfluorescensfluoroskopi-avbildningssystem Høyhastighets biplanfluorescensfluoroskopi-avbildningssystem (DFIS) omfatter et bevegelsesfluoroskopisystem og et dataoppløsningssystem. Førstnevnte består av to høyspenningsutsendere og lyskilder, to bevegelige robotarmer med fluorescensmottakere og forsterkere, og to høyhastighetskameraer. Avstandene mellom de 2 høyspentede utsendere og mottakere er 132,2 henholdsvis cm og 128,6 cm med en vinkel på 119,6 ° mellom bildemottakerne; Skuddparametrene ble satt som følger: en spenning på 60 kV, en strøm på 63 mA, en skytefrekvens på 100 Hz, en eksponeringshastighet på 1/1000 s og en bildeoppløsning på 1024 * 1024 piksler.

Miljøkalibreringsfilen generert av XMALAB ble importert til RhinocerOS -programvare for videre behandling. Modelleringsmodulen ble brukt til å rekonstruere skyteplassen og gjenopprette de relative stillingene til de to par fluorescensutsendere og bildemottakere i det virtuelle rommet; I mellomtiden ble den aberrasjonskalibrerte fot- og ankelen røntgenbilder og 3D-modellene til tibia, talus og calcaneus importert. Koordinatsystemene til tibia, talus og hæl ble etablert i henhold til tidligere standarder, og tibial-posterior, lateral-medial og overlegen-underordnede retninger tilsvarte henholdsvis x-aksen, y-aksen og henholdsvis en ny og overlege, mens den ble definert som t-bevegelse, mens den er henholdsvis. De importerte skjelettmodellene ble deretter rotert og oversatt i 3D -rommet rekonstruert av neshornprogramvaren til skjelettfremskrivningene i hver ramme matchet skjelettkonturene i de fluoroskopiske bildene.

6D-dataene fra det overordnede talar-leddet (talus versus tibia) og det underordnede talar-leddet (hæl versus talus) ble beregnet ved å bruke koordinatsystemberegningsplug-in neshorn, som inkluderer kinematiske data i tre translasjon (tibisk/dorsiflex (tibisk) og tre). Positive verdier representerer ytre, fremover og oppadgående oversettelse av talus i forhold til tibia (hæl i forhold til talus), så vel som dorsifleksjon, inversjon og indre rotasjon; Negative verdier representerer indre, bakover og nedover oversettelse, så vel som plantarflexion, eversjon og ytre rotasjon.

Kinematiske og kinetikkdata samlet inn fra Vicon ble eksportert til C3D -filformat, deretter konvertert til et koordinatsystem, lavpassfiltrert, data ekstrahert og formatert for kinematiske og bakkreaksjonskraft (GRF) data ved bruk av MATLAB (MathWorks, Massachusetts, USA). C3D -filene ble konvertert til TRC- og MOT -filformater ved bruk av MATLAB og deretter importert til OpenSim (Stanford University, Stanford, CA, USA) for å beregne biomekaniske parametere. Muskel- og skjelettsimuleringer ble utført ved bruk av en modell med 23 grader av frihet og 92 muskelaktuatorer. OpenSims skaleringsverktøy muliggjorde å lage fagspesifikke muskel- og skjelettmodeller ved å tilpasse en generisk modell for å samkjøre med individuelle kroppsdimensjoner. Disse skaleringsjusteringene ble brukt på segmentlengder, segment treghetsegenskaper og muskelfestingspunkter. Muskel opprinnelse og innsettingspunkter, sammen med muskelmomentarmer, ble skreddersydd for å matche hver deltakers lemdimensjoner. Restmomenter i frontal- og laterale plan ble minimert under simuleringsprosessen. Det omvendte kinematikkverktøyet brukte en vektet minst kvadratoptimalisering for å beregne leddvinkler, og reduserte avvik mellom modellgenererte og eksperimentelle markørposisjoner. Det omvendte kinetikkverktøyet beregnet felles momenter for hver frihetsgrad, og felles kraft ble bestemt ved å multiplisere vinkelhastigheten med felles moment på hvert tidstrinn.

En statisk optimaliseringsalgoritme ble brukt til å estimere muskelaktivering og muskelkraft, og resultatene ble sammenlignet med overflate EMG -aktivitet registrert under eksperimenter for å validere modellen. Signal-til-støy-forholdet ble optimalisert ved å utføre restanalyse på en undergruppe av data fra tidligere studier. Kinematiske og kinetiske data ble filtrert ved bruk av et fjerde ordre null-lag Butterworth lavpassfilter med avskjæringsfrekvenser på henholdsvis 12 og 20 Hz. Overflate EMG-signaler ble forbehandlet ved båndpassfiltrering med et fjerde ordens Butterworth-filter i frekvensområdet 10-400 Hz. Dette ble fulgt av fullbølgebestemmelse og lavpassfiltrering med en avskjæringsfrekvens på 6 Hz. I tillegg ble EMG-signalene normalisert ved å dele EMG-amplituden med den maksimale rot-middel-kvadratiske (RMS) amplituden. Signalene ble ytterligere normalisert ved bruk av den maksimale frivillige sammentrekningen (MVC) for å bestemme aktiveringsnivået for hver muskel. Muskelaktiveringsresultatene registrert av EMG -sensorene ble sammenlignet med de som er simulert av muskel- og skjelettmodellen for å evaluere modellens gyldighet og nøyaktighet.

Modellnøyaktighet ble forbedret ved bruk av spesifikke ligninger og plugins i OpenSim. Fellesvinkler ble beregnet ved bruk av en omvendt kinematikkalgoritme, mens leddmomenter ble bestemt ved bruk av en omvendt kinetisk algoritme. En gjenværende reduksjonsalgoritme ble også brukt for å adressere kinetiske uoverensstemmelser i modellen. Det omvendte kinematikkverktøyet optimaliserte fellesvinkelberegninger ved å bruke en vektet minst kvadratiske tilnærming for å minimere avvik mellom modellforutsagte og eksperimentelle markørposisjoner. Fellemomenter ble beregnet for hver frihetsgrad i modellen, og leddkraft ble deretter beregnet som et produkt av vinkelhastighet og leddmoment på hvert tidspunkt.

Statistiske analysedata fra de lavere trapp-studiene ble analysert ved bruk av en sammenkoblet prøver t-test (med et signifikansnivå på 0,05 og en testkraft på 0,80) og statistisk parametrisk kartlegging (SPM1D) for å evaluere forskjeller mellom kontrollbetingelser. Fags kinetikk, kinematikk, muskelkrefter og beinforskyvninger ble behandlet og analysert ved bruk av SPSS for Windows (versjon 25.0, SPSS Science Inc., Chicago, IL, USA).