Написание кинезиологии и стабильность лодыжки при острых травмах во время спуска лестницы (KTAS-SD)

Фоновые острые травмы лодыжки (ATIS) являются одними из самых распространенных травм, испытываемых спортсменами, особенно в таких видах спорта, как футбол, баскетбол и бег. Исследования показывают, что острые травмы голеностопного сустава, особенно те, которые были получены во время спорта с высокой интенсивностью, связаны с повышенным риском долгосрочной функциональной нестабильности у спортсменов. Мареш рассмотрел функциональную нестабильность, которая может возникнуть после травмы связки голеностопного сустава, и подчеркнул важность раннего вмешательства и эффективной реабилитации острой травмы лодыжки. Биомеханические исследования также выявили влияние острых травм голеностопного сустава на стабильность кинетики нижних конечностей. Острые травмы голеностопного сустава могут влиять на схемы движения лодыжки и его соседние суставы (колено, бедра), что приводит к снижению стабильности во время движения и повышению риска других повреждений. Кроме того, Wang, et al. изучал биомеханику коленного сустава по ширине шага и предложила идею совместных суставов во время движения, что также имеет большое значение для понимания острых повреждений лодыжки. Чтобы свести к минимуму риск острой травмы лодыжки, Уилсон провел систематический обзор, подчеркивая несколько стратегий профилактики. К ним относятся использование брекетов голеностопного сустава спортсменами, тщательный выбор соответствующей спортивной обуви и оптимизацию тренировочных программ. Вместе эти меры направлены на то, чтобы эффективно предотвратить и снизить частоту таких травм. Следовательно, важно изучить теоретическое и практическое значение, чтобы изучить, как улучшить стабильность сустава голеностопного сустава с помощью эффективных средств, снизить риск получения спортивных травм и улучшить стабильность тела.

Среди многих экспериментальных исследований, в которых изучаются кинематические характеристики, кинетические механизмы и изменения жесткости сустава у пациентов с острыми травмами голеностопного сустава во время лазания и нисходящей лестницы, в во многих исследованиях изучалось влияние различных факторов на стабильность суставов лодыжки. Исследования показали, что существует тесная связь между изменениями в сгибании голеностопного сустава и углами расширения и эффективностью походки и стабильностью. Wang et al. Сфокусировали свою исследовательскую перспективу на воздействие ширины шага на биомеханические свойства коленного сустава и подчеркнули, что синергия между лодыжкой и суставным суставом играет незаменимую роль в поддержании общей стабильности. Protopapadaki et al. Провел всесторонний анализ изменений в углах сгибания и расширения и моментах лодыжки во время восходящей и нисходящей ходьбы лестницы. Они подчеркнули, что больший угол сгибания голеностопного сустава во время нисходящих действий лестницы может значительно повысить риск повреждения сустава голеностопного сустава. Исследование Riener et al. Сфокусировано на максимальном угле сгибания коленного сустава при с нисходящей лестнице и обнаружил, что существует значительная корреляция между изменением угла коленного сустава, диапазоном движения и нагрузкой, несущей лодыжку. Новак и Брауэр проанализировали колебания совместных моментов в процессе восходящей и нисходящей лестницы, показывая, что увеличение нагрузки на лодыжку у пожилых людей может вызвать риск получения травмы. Исследование Gill et al. Далее исследовали внутреннюю связь между натяжением туловища и постуральным балансом, подчеркивая важную роль координации между туловищем и нижними конечностями в поддержании стабильности сустава голеностопного сустава. Майор и соавт. Изучил влияние жесткости протезной стопы на походку и мышечную функцию и отметил, что сходные изменения жесткости могут также оказывать глубокое влияние на стабильность у здоровых людей голеностопного сустава.

Написание кинезиологии (K-Taping), как технология, обычно используемая в спортивной медицине и реабилитационном лечении, и в последние годы широко используется во всем мире. Благодаря своему уникальному упругому дизайну материала и технике подгонки K-Taping обеспечивает дополнительную поддержку и защиту мышц и суставов без ограничения движения сустава, тем самым повышая сокращение мышц, улучшая выносливость, уменьшая тремор и боль и в конечном итоге повышая стабильность суставов. Однако, хотя K-taping все чаще используется в области спортивной медицины, его конкретное влияние на стабильность и эффективность движения конкретных суставов (таких как суставы голеностопного сустава) по-прежнему требует дальнейшего углубленного анализа. Исследование Biz et al. Выявил положительное влияние K-taping на диапазон движения суставов голеностопного сустава во время работы по работе, помогая улучшить стабильность суставов и общую спортивную эффективность. Исследование Wikstrom et al. Подчеркнул значительную роль K-taping в приспособлении схемы активации мышц и моментов суставов у пациентов с острыми травмами голеностопного сустава, особенно в управлении моментами Ancle Eversion. В контексте восходящей и нисходящей лестницы исследования команды Paquette демонстрируют, что K-taping может уменьшить нагрузку на лодыжку, оптимизируя траекторию движения сустава и, следовательно, снизить риск получения травмы. Aytar et al. Кроме того, исследовал влияние K-сбора на мышечную силу и жесткость сустава и обнаружил, что он может значительно улучшить мышечную силу в поврежденной области и повысить жесткость сустава, тем самым повышая способность и стабильность пациента. Исследования команды Ellis выявили уникальную роль K-taping в координации кинематических моделей сустава голеностопного сустава и коленного сустава, помогая уменьшить бремя на лодыжке и улучшить общую координацию движения. Halseth et al. Кроме того, подтвердил положительный эффект K-taping на расширение диапазона движения сустава голеностопного сустава и улучшения уровней активации мышц, обеспечивая сильную поддержку реабилитации пациентов. В то же время, исследования команды Ли наблюдали, что K-taping оказывает значительное влияние на улучшение стабильности суставов голеностопного сустава и уровня активации мышц, особенно в кинетических движениях. Кроме того, исследование Fayson et al. Также показал, что K-taping может улучшить жесткость сустава и выработку мышечной силы лодыжки, обеспечивая эффективные средства для пациентов с острыми травмами голеностопного сустава для повышения стабильности нижних конечностей и снижения риска повторного увлечения.

Целью данного исследования было изучение влияния KT и ST на биомеханику пациентов с острыми травмами, используя задачу нисходящей лестницы. Инвестористы предположили, что благодаря вмешательству внутримышечному исправленному исправлению стабильность лодыжки у пациентов с нагрузкой K, что поможет повысить стабильность сустава голеностопного сустава и тем самым лучше поддерживать баланс во время процесса ходьбы по нисходящей лестнице.

Методы В исследовании использовались рандомизированная конструкция кроссовера для исследования биомеханических эффектов участков мышечной эффективности при ходьбе по седости. В исследовании приняли участие двадцать семь субъектов с острыми травмами лодыжки. Субъекты участвовали в двух наборах условий вмешательства: экспериментальная группа KT (упражнения Kinesio лента) и контрольная группа ST (лента no kinesio), с тремя отдельными тестами нисходящей лестницы для каждого условия. Биомеханические характеристики острого раненых субъектов во время задачи нисходящей лестницы сравнивались с группой ST, фокусирующейся на стабильности движения нижних конечностей и анализе походки, воздействий и т. Д. Система захвата движения Vicon, включающая восемь камер, была интегрирована с платформой AMTI Force для одновременного сбора биомеханических данных. Эти данные охватывали угла, моменты и мощность суставов во время предварительно-веса, средней части и отталкивания пораженной конечности, как задокументировано в ссылке. Кроме того, электромиографическое оборудование (EMG) из задержек, Бостон, Массачусетс, США, использовалось для оценки моделей активации мышц, как описано в ссылке.

Участники этого исследования были проведены анализы эффективности априорного эффективности с использованием программного обеспечения G*Power (версия: 3.1.9.7; Университет Генри Дюссельдорфа, Дюссельдорф, Германия), чтобы определить размер выборки, необходимый для экспериментального дизайна. Результаты показали, что минимальный размер выборки 27 участников был необходим для достижения умеренного эффекта 0,50. Завершая AOFAS (Американское ортопедицинское общество и лодыжка), а также шкала VAS, 27 субъектов с острыми травмами лодыжки в Университете Нинбо (возраст: 18,30 ± 25,80 годы; Высота: 162,45 ± 185,14 см; Вес: 60,20 ± 85,05 кг). Участники были выбраны в соответствии со следующими критериями: субъекты испытали по крайней мере одно острое растяжение лодыжки. Те, кто испытывал симптомы боли и нестабильности во время повседневной деятельности или спорта. Никакие другие серьезные заболевания не влияют на функцию нижних конечностей (например, артрит, тяжелые поражения колена и т. Д.). AOFAS <80 баллов и VAS ≤ 3 на пораженной стороне. Начало травмы обычно ограничено 7 днями, чтобы гарантировать, что она находится в острой фазе. Участники поддерживали устойчивый уровень ежедневной активности в течение периода исследования. Критерии исключения: история тяжелых структурных повреждений или хирургии на лодыжку (например, хирургия реконструкции связок, артроскопическая хирургия и т. Д.). Наличие нервно -мышечных заболеваний или женщин во время беременности. Аллергия на мышечные пластырь материалы или анамнез кожного заболевания. Связанная с лодыжкой хирургия или реабилитация в течение последних 6 месяцев. Перед началом сбора данных все участники предоставили свое письменное информированное согласие. Кроме того, исследование получило этическое одобрение от комитета по этике Университета Нинбо, гарантируя, что исследование придерживалось самых высоких этических стандартов (номер утверждения: TY2025004).

Процедуры сбора данных Все экспериментальные тесты проводились в рамках лаборатории биомеханики упражнений Института большего здоровья, расположенного в Университете Нинбо в Нинбо, Китай. Лаборатория оснащена сложной системой захвата движения Vicon (Oxford Metrics Ltd, Оксфорд, Великобритания). Эта современная система включает в себя восемь высоких камер, которые были использованы для точной записи трехмерных данных о движении, поскольку участники занимались деятельностью нисходящей лестницы. Частота отбора проб для системы захвата движения Vicon (Oxford Metrics Ltd, Оксфорд, Великобритания) была настроена при 200 Гц, а система перенесла тщательную калибровку перед каждым испытанием, чтобы обеспечить точные измерения кинематики и движения суставов. Калибровка включала в себя позиционирование отражающих маркеров в предопределенных местах в области захвата и регулировку камер для оптимального выравнивания и точности. Эта процедура повторялась в начале каждого сеанса сбора данных для поддержания согласованности в измерениях. Платформа Force, полученная из AMTI в Уотертауне, штат Массачусетс, США, была настроена с частотой выборки 1000 Гц. Эта конкретная частота была намеренно выбрана для обеспечения точной и подробной записи сил реакции наземных сил, когда участники спускались по лестнице. Благодаря этой высокой скорости отбора проб любые тонкие изменения и динамические изменения в силах, возникающих на земле во время лестницы - процесс спуска может быть точно захвачен и проанализирована. Две системы были точно синхронизированы для обеспечения бесшовного сбора данных. Первоначальная точка контакта во время спуска лестницы была определена на основе конкретного критерия. Он был идентифицирован, когда сила реакции вертикальной земли зарегистрировала значение, превышающее 10 нм. Этот стандартизированный метод идентификации начальной точки контакта позволил для последовательного и точного анализа данных, что облегчает более глубокое понимание биомеханических процессов, связанных с спусками лестницы. Платформа AMTI Force также была откалибрована перед каждым тестом после инструкций производителя, в которой было применение известной нагрузки для проверки и отрегулирования вывода силы для точных показаний.

Все участники носили стандартизированную плотную одежду и оставались босиком, чтобы обеспечить видимость маркеров тела, используемых для захвата движения. Антропометрические измерения, включая высоту, вес и длину ног, были задокументированы. В общей сложности 38 маркеров диаметром 14 мм были помещены на нижние конечности и туловище после модели OpenSim Gait-2392. Отражающие маркеры были помещены на конкретные анатомические ориентиры, размещение датчиков EMG придерживалось руководящих принципов Seniam, с восемью датчиками, расположенными на мышечных группах Soleus, Medial и Lateral Gastrocnemius, Tibialis Offer, прямой кишки и среда и латеральной мышцы, используемые мышцы EMG, используемые для мышцы мышц, используемые мышцы EMG, используемые для мышления капля, используются мышцы EMG. Протоколы, которые включали проверку точности сигнала датчика и оптимизацию системы, чтобы минимизировать шум и обеспечить последовательное сборы данных. Для повышения качества сигнала были выполнены методы подготовки кожи, такие как бритье и применение очищающих гелей. Надежность системы ЭМГ в регистрации мышечной активности во время упражнений была подтверждена в предыдущих исследованиях.

Система захвата движения Vicon, платформа AMTI Force и система EMG была синхронизирована для обеспечения интегрированного сбора данных. Перед началом эксперимента была проведена процедура статической калибровки для поддержки последующего создания маникнов. Участники были впервые введены в экспериментальные условия и процедуры. Во время статического сбора данных участники стояли на платформе сил с выровнением ног параллельно оси Y, руки вытянулись под углом 45 ° от их сторон и смотрели вперед. Эта поза поддерживалась до тех пор, пока статический сбор данных не был завершен. Использовался метод анализа походки RLA в Медицинском центре Ранчо Лос -Амигос (RLA), Калифорния, США.

В этом исследовании к участникам было применено кинеобавление кинеорации (Kinesio®tex Goldtm), которые были охарактеризованы как способные растянуть до 140% от их первоначальной длины. Техника K-отключения была применена после методологии, изложенной Jackson et al. В этом эксперименте использовался рандомизированная группировка и конструкция кроссовера, чтобы разделить субъектов на группу KT и ST. KT Group использовала K-taping (четыре лента на ногу (ногу хранили в дорсифлексии при 90 градусах), чтобы обеспечить поддержку и стабильность. Первая лента была закреплена в средней точке под костью пятки, с 20% напряжением, нанесенным на обоих концах, чтобы продлить стороны пятки и талус, и слегка вращается над передней мышцей больше, чтобы свести к минимуму вращения лодыжки из стороны в сторону; Вторая лента была применена в боковой части при 50% напряжении к боковой кости каблука, простирающейся вокруг пятки до медиальной первой плюсневой кости, чтобы ограничить вращение стопы; и третья лента, опять же при натяжении 50%, была нанесена на медиальную талус, обернутую вокруг пятки и обернулась вокруг медиальной первой плюсневой кости, чтобы ограничить вращение ног.

Третья лента, также при натяжении 50%, начинается в медиальном талус, оборачивается вокруг пятки и через четвертый и пятый плюсневые плюсневые кости, чтобы еще больше повысить стабильность подошвента; Четвертая лента закреплена из мощной кости, обертывается вокруг подошвенной ноги к боковой кун -образной кости при 20% напряжении, затем увеличивается до 80% напряжения вокруг ахиллова сухожилия сзади, чтобы привязать ее к боковой лодыжке и, наконец, расширяется при натяжении 50%, чтобы покрыть первые и вторые метерявые кости и обертывания всей области. (Этот метод применения патча подходит для потребностей в защите и поддержке в спорте посредством точного распределения напряжения и контроля направления, чтобы полностью ограничить вращение и поворот стопы, и в то же время для укрепления устойчивости сустава голеностопного сустава и подошвы ноги) в группе ST, мышечный запятый не использовался, и был выполнен только обычный тест. Экспериментальная задача представляла собой тест на нисходящую лестницу, который проводился на четырехэтапной лестнице (каждый шаг длиной 300 мм, шириной 900 мм и высотой 170 мм), и субъектов было предложено выполнить задачу спуска по лестнице 20 раз с естественной походкой в ​​каждом экспериментальном состоянии. Все субъекты должны были быть босиком. Тест был разделен на два условия, KT Group и ST Group, с 5-10-минутным разрывом между условиями, чтобы избежать усталости. Кинематические данные, с нисходящей лестницей и стабильностью походки были записаны во время эксперимента, и было собрано субъективное восприятие. В конце эксперимента мышечный пластырь был удален, место патча было очищено, и данные были организованы и резервные копии, чтобы обеспечить основу для последующего анализа. Безопасность субъектов была обеспечена на протяжении всего эксперимента, чтобы избежать несчастных случаев.

Чтобы собрать биомеханические данные и гарантировать, что субъекты точно выполняют задачу нисходящей лестницы, исследование сначала планирует запланировать субъекты для выполнения стандартизированной прогрева, чтобы гарантировать, что мышцы нижних конечностей полностью активированы. Перед началом теста субъекты ознакомились с нисходящей лестничной маневрией, практикуя и отметив четкие начальные и конечные позиции на лестнице, чтобы обеспечить постоянный темп для каждого теста. Данные для каждого теста были собраны с использованием высокоостренной системы захвата движения и платформы силы, в основном включающей изменения в углах суставов коленного и голеностопного сустава, сигналов EMG и сил суставов. Если субъект не смог завершить движение, или движение не было стандартизировано, он считался сбоем и не учитывался в анализе данных.

Система высокоскоростной флуоресцентной флуоресцентной флуоресцентной флуоресцентной флуоресцентной системы визуализации высокоскоростной флуоресцентной флуоресцентной системы визуализации (DFIS) содержит систему флюороскопии движения и систему разрешения данных. Первый состоит из двух высоковольтных излучателей и источников света, двух подвижных роботизированных рук с флуоресцентными приемниками и интенсификаторами, а также двух высокоскоростных камер. Расстояния между 2 высоковольтными излучателями и приемниками 132,2 CM и 128,6 см, соответственно, с углом 119,6 ° между приемниками изображения; Параметры съемки были установлены следующим образом: напряжение 60 кВ, ток 63 мА, частота съемки 100 Гц, скорость воздействия 1/1000 с и разрешение изображения 1024 * 1024 пикселей.

Калибровочный файл среды, сгенерированный XMalab, был импортирован в программное обеспечение Rhinoceros для дальнейшей обработки. Его модуль моделирования использовался для реконструкции пространства съемки и восстановления относительных положений двух пар флуоресцентных излучателей и приемников изображений в виртуальном пространстве; Между тем, рентгеновские изображения с аберрацией и рентгеновские снимки, а также 3D-модели большеберцовой кости, талус и кальцины были импортированы. Системы координат голени, талус и пятки были установлены в соответствии с предыдущими стандартами, а направления большеберцовой кости, латеральной и превосходной и превосходной, соответствовали оси x, оси y и ось z, соответственно, тогда как подозрение/Dorsiflexmion, инверсион/вечность и внутренняя вращение были определены в области превышения, более поздних, более поздних, более широко-вжилых, а также в более поздних, более поздних, а также внутренних вращаниях. Оси соответственно. Затем импортируемые скелетные модели вращали и переводили в трехмерное пространство, реконструированное программным обеспечением Rhinoceros до тех пор, пока скелетные проекции в каждом кадре не соответствовали контурам скелета на флюроскопических изображениях.

Данные 6DOF превосходного талара (Talus resus rain) и нижний таларовый сустав (каблук против TALUS) рассчитывали с использованием подключаемых плагин-модулей координатной системы, который включает в себя кинематические данные в трех трансляционных (опорожнения с большим расчетом, вечно-медиальная и верхняя) и три ротационные (инверсионные/эверсионные, и эверсионные, иэверсионные) и три ротационных (инверсии/эверсиона, иэраж) и три ротационного (проливное/диршон. Положительные ценности представляют собой внешний, вперед и восходящий перевод талуса относительно голени (каблука относительно талус), а также дорсифлексию, инверсию и внутреннее вращение; Отрицательные значения представляют собой внутреннюю, обратную и нисходящую трансляцию, а также подошвенноефлексию, Eversion и внешнее вращение.

Кинематические и кинетические данные, собранные из Vicon, были экспортированы в формат файла C3D, затем преобразованы в систему координат, низкопроходные фильтрованные, данные, извлеченные и отформатированные для данных кинематической и наземной реакции (GRF) с использованием Matlab (MathWorks, Massachusetts, USA). Файлы C3D были преобразованы в форматы TRC и MOT -файлы с использованием MATLAB и впоследствии импортированы в OpenSIM (Стэнфордский университет, Стэнфорд, Калифорния, США) для вычисления биомеханических параметров. Моделирование опорно -двигательного аппарата проводилось с использованием модели с 23 градусами свободы и 92 мышечными приводами. Инструменты масштабирования OpenSim позволили создать специфичные для субъекта модели опорно-двигательного аппарата путем адаптации общей модели, чтобы соответствовать отдельным размерам тела. Эти регулировки масштабирования были применены к длине сегмента, свойствам инерции сегмента и точкам прикрепления мышц. Мышечное происхождение и точки вставки, наряду с руками мышечного момента, были адаптированы в соответствии с размерами конечностей каждого участника. Остаточные моменты в лобной и боковой плоскости были сведены к минимуму во время имитационного процесса. В инструменте обратной кинематики использовалась оптимизация взвешенных наименьших квадратов для расчета углов суставов, снижая расхождения между положениями модели и экспериментальными маркерами. Инструмент обратной кинетики вычислял моменты соединения для каждой степени свободы, и мощность сустава определяли путем умножения угловой скорости на суставный момент на каждом шаге.

Статический алгоритм оптимизации использовался для оценки активации мышц и мышечной силы, и результаты сравнивались с поверхностной активностью ЭМГ, зарегистрированной во время экспериментов для проверки модели. Отношение сигнал / шум было оптимизировано путем проведения остаточного анализа на подмножество данных из предыдущих исследований. Кинематические и кинетические данные отфильтровали с использованием фильтра с низким уровнем частоты с нулевым лагом четвертого порядка с частотами отсечения 12 и 20 Гц соответственно. Поверхностные сигналы EMG предварительно обрабатывали фильтрацией полосы проходов с фильтром Butterworth четвертого порядка в частотном диапазоне 10-400 Гц. За этим последовала полная рецепция и фильтрация низкой частоты с частотой отсечения 6 Гц. Кроме того, сигналы EMG были нормализованы путем деления амплитуды EMG на максимальную среднеквадратичную амплитуду (RMS). Сигналы были дополнительно нормализованы с использованием максимального добровольного сокращения (MVC) для определения уровня активации каждой мышцы. Результаты активации мышц, зарегистрированные датчиками EMG, сравнивались с моделированием модели опорно -двигательного аппарата для оценки достоверности и точности модели.

Точность модели была повышена с использованием конкретных уравнений и плагинов в OpenSim. Углы суставов рассчитывали с использованием обратного алгоритма кинематики, в то время как суставные моменты определяли с использованием обратного кинетического алгоритма. Алгоритм остаточного восстановления также был применен для решения кинетических несоответствий в модели. Оптимизированный инструмент с обратной кинематикой оптимизировал расчеты угла соединения путем использования подхода взвешенных наименьших квадратов для минимизации расхождений между модельными и экспериментальными позициями маркеров. Совместные моменты были рассчитаны для каждой степени свободы в модели, и впоследствии мощность совместной мощности была рассчитана как произведение угловой скорости и момента сустава в каждый момент времени.

Данные о статистическом анализе из нижних испытаний на лестнице были проанализированы с использованием парных образцов T-теста (с уровнем значимости 0,05 и тестовой мощностью 0,80) и статистическим параметрическим отображением (SPM1D) для оценки различий между условиями контроля. Кинетика субъектов, кинематика, мышечные силы и смещения костей были обработаны и проанализированы с использованием SPSS для Windows (версия 25.0, SPSS Science Inc., Чикаго, Иллинойс, США).