อิทธิพลของอายุที่มีต่อแรงและการเปลี่ยนแปลงที่ยืดยาวขึ้นหลังจากการถอนตัวของการกระตุ้นด้วยบาดทะยักในกล้ามเนื้อหน้าแข้ง ตอนที่ 1

เชิงนามธรรม

วัตถุประสงค์ ในระหว่างการเคลื่อนไหวสลับกันในข้อต่อ การเปลี่ยนจากทิศทางหนึ่งของการหมุนไปเป็นทิศทางตรงกันข้ามอาจได้รับอิทธิพลจากความล่าช้าและอัตราการลดความตึงเครียด และความสอดคล้องกับการยืดตัวของกลุ่มกล้ามเนื้อที่ใช้งานก่อนหน้านี้ เนื่องจากกระบวนการชราอาจส่งผลต่อปัจจัยที่กล่าวมาข้างต้น งานนี้มีวัตถุประสงค์เพื่อเปรียบเทียบพลศาสตร์ของทั้งแรงบิดที่ข้อเท้าลดลงและการยืดกล้ามเนื้อใหม่ ซึ่งสะท้อนโดยกลไกเมคาโนไมแกรม (MMG) ในกระดูกหน้าแข้ง เนื่องจากมีบทบาทสำคัญในการเดิน

Cistanche สามารถทำหน้าที่เป็นสารต่อต้านความเหนื่อยล้าและเสริมความแข็งแกร่ง และการศึกษาเชิงทดลองแสดงให้เห็นว่ายาต้มของ Cistanche tubulosa สามารถปกป้องเซลล์ตับในตับและเซลล์บุผนังหลอดเลือดที่เสียหายในหนูว่ายน้ำที่มีน้ำหนักมากได้อย่างมีประสิทธิภาพ ควบคุมการแสดงออกของ NOS3 และส่งเสริมไกลโคเจนในตับ การสังเคราะห์จึงออกฤทธิ์ต้านความเมื่อยล้า สารสกัด Cistanche tubulosa ที่อุดมไปด้วยฟีนิลทานอยด์ไกลโคไซด์สามารถลดระดับครีเอทีนไคเนสในซีรั่ม, แลคเตตดีไฮโดรจีเนส และระดับแลคเตตได้อย่างมีนัยสำคัญ และเพิ่มระดับฮีโมโกลบิน (HB) และระดับกลูโคสในหนู ICR และอาจมีบทบาทในการต่อต้านความเหนื่อยล้าโดยการลดความเสียหายของกล้ามเนื้อ และชะลอการเสริมกรดแลคติคเพื่อกักเก็บพลังงานในหนู เม็ด Cistanche Tubulosa แบบผสมช่วยยืดเวลาการว่ายน้ำแบบรับน้ำหนักได้อย่างมีนัยสำคัญ เพิ่มการสำรองไกลโคเจนในตับ และลดระดับยูเรียในซีรั่มหลังการออกกำลังกายในหนู ซึ่งแสดงฤทธิ์ต้านความเมื่อยล้า ยาต้มของ Cistanchis สามารถปรับปรุงความอดทนและเร่งการกำจัดความเหนื่อยล้าในหนูที่ออกกำลังกายและยังสามารถลดระดับความสูงของครีเอทีนไคเนสในซีรั่มหลังการออกกำลังกายอย่างหนักและรักษาโครงสร้างพื้นฐานของกล้ามเนื้อโครงร่างของหนูให้เป็นปกติหลังการออกกำลังกายซึ่งบ่งชี้ว่ามีผลกระทบ เสริมสร้างความแข็งแรงทางร่างกายและต้านความเมื่อยล้า นอกจากนี้ Cistanchis ยังช่วยยืดอายุการรอดชีวิตของหนูที่ได้รับพิษไนไตรท์ได้อย่างมาก และเพิ่มความทนทานต่อภาวะขาดออกซิเจนและความเหนื่อยล้า

คลิกที่ความเหนื่อยล้าอย่างมาก

【สำหรับข้อมูลเพิ่มเติม:george.deng@wecistanche.com / WhatsApp:8613632399501】

วิธีการในระหว่างระยะการผ่อนคลาย หลังจากใช้การกระตุ้นสูงสุด 35 เฮิรตซ์ที่จุดมอเตอร์ผิวเผิน ในผู้รับการทดลองอายุน้อย (Y) 20 ราย และผู้สูงอายุ (O) 20 ราย คุณลักษณะของแรงบิด (T) และไดนามิกของ MMG จะถูกวัด

ผลลัพธ์การวิเคราะห์ T และ MMG ให้ไว้: (I) จุดเริ่มต้นของการสลายตัวหลังจากหยุดการกระตุ้น (T: 22.51±5.92 ms [Y] และ 51.35±15.21 ms [O]; MMG: 27.38±6.93 ms [Y] และ 61.41± 18.42 มิลลิวินาที [O]); (II) อัตราการลดสูงสุด (T: −110.4±45.56 Nm/s [Y] และ − 52.72±32.12 Nm/s [O]; MMG: − 24.47±10.95 mm/s [ Y] และ−13.76±6.54 มม./วินาที [O]); (III) ความสอดคล้องของกล้ามเนื้อ โดยวัดการลด MMG ของแรงบิดที่ลดลงทุกๆ 10% (ถัง 20–10%: 15.69±7.5[Y] และ 10.8±3.3 [O]; ถัง 10–0%: 22.12±10.3 [Y] ] และ 17.58±5.6 [O])

บทสรุปผลลัพธ์การผ่อนคลายกล้ามเนื้อจะแตกต่างกันในค่า Y และ O และสามารถตรวจสอบได้โดยวิธีการที่ไม่รุกรานในการวัดตัวแปรทางสรีรวิทยาของแรงบิดและไดนามิกที่ยืดออกอีกครั้งที่ส่วนท้ายของการมีเพศสัมพันธ์ทางเครื่องกลไฟฟ้าซึ่งก่อนหน้านี้เกิดจากการกระตุ้นประสาทและกล้ามเนื้อ

คำหลักการแก่ชรา · กระบวนการผ่อนคลาย · อัตราการลดแรงบิด · การกระตุ้น · MMG

คำย่อ

ดีเลย์

การปฏิบัติตามข้อกำหนดของกล้ามเนื้อ MC

เอ็มเอ็มจี เมคาโนมัยแกรม

MMG0T MMG ที่จุดสิ้นสุดของการลดแรงบิด

N ทำให้เป็นมาตรฐาน

RR อัตราการลด

SERCA Sarcoendoplasmic reticulum การขนส่งแคลเซียม ATPase

ที แรงบิด

TR เวลาที่ลดลง

อัลตราซาวนด์ของสหรัฐอเมริกา

การแนะนำ

การเคลื่อนไหวสลับกันของข้อต่อ เช่น ข้อเท้า เข่า หรือข้อศอก สัมพันธ์กับการกระตุ้นการทำงานของกล้ามเนื้อเฟล็กเซอร์และกล้ามเนื้อยืดกล้ามเนื้อที่ประสานกันและสลับกันซึ่งทำหน้าที่ข้ามบานพับ ในขณะที่กล้ามเนื้อที่ให้โมเมนตัมเชิงมุมไปยังทิศทางการหมุนของข้อต่อเรียกว่าตัวเอก กลุ่มกล้ามเนื้อที่สร้างโมเมนตัมเชิงมุมตรงข้ามนั้นถูกกำหนดให้เป็นคู่อริ ทุกครั้งที่ข้อต่อหมุนกลับกัน บทบาทของกล้ามเนื้อคู่ต่อสู้และกล้ามเนื้อตัวเอกจะสลับกัน การเปลี่ยนจากทิศทางหนึ่งของการหมุนไปในทิศทางตรงกันข้ามตลอดจนระยะการยืดตัวของตัวเอกในอดีตนั้นได้รับอิทธิพลจาก (a) การลดความตึงเครียดของกลุ่มกล้ามเนื้อที่ทำงานก่อนหน้านี้ (b) ความสอดคล้องของการยืดตัวครั้งสุดท้ายนี้ไปสู่การยืดตัวใหม่ โดยตัวเอกที่กระตือรือร้นคนใหม่ ดังนั้น การประเมินพารามิเตอร์ทางชีวกลศาสตร์ในระหว่างกระบวนการทั้งสองที่กล่าวมาข้างต้นสามารถให้ข้อมูลการทำงานเพื่อระบุลักษณะเฉพาะของกล้ามเนื้อที่ส่งผลต่อกิจกรรมลำดับของตัวเอกและศัตรู

การเดินถือได้ว่าเป็นการเคลื่อนไหวสลับกันทั่วโลกอันเป็นผลมาจากการรวมกันของข้อต่อหลายข้อที่สลับลำดับ fexion–extension ตามคำกล่าวของ Westerblad และคณะ (1997) "การคลายกล้ามเนื้อของศัตรูอย่างช้าๆ อาจขัดขวางการเคลื่อนไหวที่ต้องการในระหว่างการเคลื่อนไหวสลับกันอย่างรวดเร็ว" ดังนั้นในระหว่างการเคลื่อนไหวตามปกติการชะลอตัวของกลุ่มกล้ามเนื้อที่ใช้งานก่อนหน้านี้อาจส่งผลกระทบอย่างมากต่อการเปลี่ยนแปลงของข้อต่อจากทิศทางการหมุนไปเป็นทิศทางต่อไปนี้ สิ่งนี้อาจส่งผลต่อพารามิเตอร์การเคลื่อนที่ โดยเฉพาะในผู้สูงวัย แท้จริงแล้ว ข้อมูลเกี่ยวกับการวิเคราะห์การเดินชี้ให้เห็นว่าอายุมีอิทธิพลต่อการเดินในการก้าวก้าวยาว และระยะเวลาของช่วง (Mulas et al. 2021; Fukuchi et al. 2019) การเปลี่ยนแปลงการเดินในผู้สูงอายุยังสัมพันธ์กับความเสี่ยงที่เพิ่มขึ้นของการอยู่ในสถาบันและการเสียชีวิต ตัวอย่างเช่น การลดความเร็วในการเดินแสดงให้เห็นว่าสามารถทำนายอายุขัยได้ (Studenski et al. 2011) นอกจากนี้ ความผิดปกติในการทรงตัวและการเดินยังส่งผลต่อความเสี่ยงที่เพิ่มขึ้นของการล้ม (Osoba et al. 2019)

บนพื้นฐานนี้ การประเมินพลวัตของการลดความตึงเครียดของกล้ามเนื้อและการยืดความยาวใหม่หลังจากการกระตุ้นในวิชาอายุน้อยและสูงวัยเป็นสิ่งสำคัญ พารามิเตอร์การทำงานที่อธิบายแรงและกระบวนการยืดความยาวใหม่ในระหว่างระยะการผ่อนคลายนั้นไม่ได้อธิบายไว้อย่างดีในประชากรที่กล่าวมาข้างต้น ความล่าช้าในการเริ่มต้นของการลดแรง จากการหยุดการทำงานของไมโออิเล็กทริก หรือความเร็วการสลายตัวในสภาวะที่แตกต่างกัน เช่น การซ้อมรบก่อนและหลังการยืดกล้ามเนื้อ (Longo et al. 2017, 2014) หรือก่อนและหลังความล้า (Cè et al. 2014a, 2014b) ได้รับการตรวจสอบในวรรณกรรมแล้ว มีงานวิจัยเพียงไม่กี่ชิ้นเท่านั้นที่รายงานพฤติกรรมของสัญญาณความตึงเครียดและเมคคาโนไมกราฟพื้นผิว (MMG) ที่ตรวจพบโดยมาตรความเร่ง ซึ่งติดตามการยืดตัวของกล้ามเนื้อในระยะผ่อนคลายเมื่อบันทึกพร้อมกัน (Cè et al. 2014a, 2013b; Esposito et al. 2016; ลองโก และคณะ 2014) อันที่จริงพวกเขาใช้ MMG เป็นตัวบ่งชี้การเริ่มต้นที่ยืดเยื้ออีกครั้ง แต่ไม่ใช่การเปลี่ยนแปลงของเวลา

เพื่อประเมินพฤติกรรมของแรงบิดและความยาวของกล้ามเนื้อเมื่อสิ้นสุดการหดตัวของกล้ามเนื้อ คุณสามารถใช้การตั้งค่าการทดลองที่อธิบายไว้ก่อนหน้านี้โดยกลุ่มของเรา (Cogliati et al. 2020) โดยให้แรงบิดแบบมีมิติเท่ากันของการงอหลังของข้อเท้าและความยาวด้านหน้าของ tibialis วัดพร้อมกันด้วยโหลดเซลล์และกลไกทางกลศาสตร์พื้นผิว ตามลำดับ เหตุผลสามารถสรุปได้ดังนี้ เนื่องจากกล้ามเนื้อเป็นระบบที่มีปริมาตรคงที่ การหดตัวแต่ละครั้งระหว่างการหดตัวจะทำให้เส้นผ่านศูนย์กลางตามขวางของกล้ามเนื้อเพิ่มขึ้น เลเซอร์เซนเซอร์สามารถจับความแปรผันของมิตินี้ได้ ในการเปรียบเทียบ ระหว่างการผ่อนคลายกล้ามเนื้อหลังทำกิจกรรม สัญญาณระยะเลเซอร์ถือได้ว่าเป็นดัชนีของกระบวนการยืดตัวของกล้ามเนื้อ การศึกษาการเปลี่ยนแปลงความยาวของกล้ามเนื้อตามพื้นผิว MMG ได้ถูกนำไปใช้ในรายละเอียดแล้ว (Orizio et al. 1996; Yoshitake et al. 2005; Beck et al. 2005) เหตุผลในการใช้ MMG เป็นการวัดการเปลี่ยนแปลงความยาวของกล้ามเนื้อโดยอ้อม แทนที่จะรวบรวมภาพอัลตราซาวนด์ (US) จากกล้ามเนื้อที่ใช้งานอยู่ ขึ้นอยู่กับการพิจารณาต่อไปนี้: (a) ในปัจจุบันเทคนิคของสหรัฐอเมริกาไม่น่าจะให้มากกว่า 30– 60 เฟรมต่อวินาทีด้วยความละเอียดเวลา 30–15 มิลลิวินาที (ต่ำเกินไปสำหรับการติดตามพฤติกรรมเวลาของการยืดตัวอีกครั้งหลังจากการหยุดกิจกรรมของกล้ามเนื้อ) (b) การตั้งค่าการทดลองค่อนข้างซับซ้อนซึ่งต้องใช้แขนหุ่นยนต์ที่ค้ำจุน โพรบของสหรัฐฯ แช่อยู่ในสระน้ำที่สามารถรองรับขาส่วนปลายได้ (ค) การประมวลผลภายหลังของแต่ละภาพเพื่อแยกความยาวที่เปลี่ยนแปลงนั้นซับซ้อนและใช้เวลานาน (ง) ต้นทุนของระบบของสหรัฐฯ นั้นสูงกว่าระบบธรรมดามาก เซ็นเซอร์ระยะเลเซอร์ สุดท้ายนี้ การเลือกสัญญาณ MMG ทำให้การจำลองการศึกษาเป็นเรื่องง่าย

การออกแบบการทดลองที่สามารถให้ข้อมูลพื้นฐานอย่างละเอียดเกี่ยวกับความสัมพันธ์ระหว่างการลดความตึงเครียดและกระบวนการยืดยาวของกล้ามเนื้อที่ใช้งานอยู่เมื่อเลิกกิจกรรมแล้ว จะต้องยึดตามการหดตัวที่ถูกกระตุ้น ด้วยวิธีนี้ จึงเป็นไปได้ที่จะลดความไม่แน่นอนของรูปแบบการซีดจางของระบบกันสะเทือนของระบบประสาทส่วนกลางที่อาจส่งผลต่อผลลัพธ์ของการเปลี่ยนแปลงสถานะการหดตัวของกล้ามเนื้อในระหว่างระยะผ่อนคลาย

เมื่อพิจารณาถึงความหมายที่เป็นไปได้ในการกำหนดประสิทธิภาพเชิงกลของการเคลื่อนไหวแบบสลับกัน งานนี้มีวัตถุประสงค์เพื่อเปรียบเทียบพลวัตของ:

(a) การลดแรงบิดที่ข้อเท้า;

(b) กล้ามเนื้อจะยาวขึ้นใหม่ในระหว่างช่วงผ่อนคลาย

ควรเน้นย้ำความสำคัญของการศึกษากลไก tibialis anterior เนื่องจากมีบทบาทสำคัญในวงจรการเดินเพื่อรักษาเสถียรภาพของข้อข้อเท้าในช่วงแรกของการยืน และสำหรับการยกเท้าขึ้นในช่วงแรกของการแกว่ง (Lacquaniti et อัล. 2012). ผลที่ตามมาคือ การเปลี่ยนแปลงของการผ่อนคลายอาจส่งผลกระทบอย่างลึกซึ้งต่อจังหวะเวลาของการเปลี่ยนไปสู่ระยะการเดินต่อไปนี้

วัสดุและวิธีการ

วิชาและการวัด

ผู้เข้าร่วมรุ่นเยาว์ที่กระตือรือร้นด้านสันทนาการจำนวน 20 คน (ชาย 10 คน และหญิง 10 คน อายุ 21–33 ปี) และผู้เข้าร่วมสูงวัยที่กระตือรือร้นด้านสันทนาการ 20 คน (ชาย 10 คนและหญิง 10 คน อายุ 65–80 ปี) กับ ไม่มีการคัดเลือกความผิดปกติทางกระดูกและระบบประสาทเพื่อเข้าร่วมในการศึกษานี้ หลังจากได้รับคำอธิบายการทดลองอย่างครบถ้วนแล้ว พวกเขาให้ความยินยอมเป็นลายลักษณ์อักษร ผู้เข้ารับการทดลองถูกขอให้งดเว้นการบริโภคคาเฟอีนและการออกกำลังกายอย่างหนักในช่วง 24 ชั่วโมงก่อนการทดสอบ การศึกษานี้ดำเนินการโดยปฏิญญาเฮลซิงกิฉบับล่าสุด และได้รับอนุมัติจากคณะกรรมการจริยธรรมในท้องถิ่น แขนขาส่วนล่างที่โดดเด่นของผู้เข้าร่วมนั้นวางอยู่บนเครื่องวัดเออร์โกมิเตอร์เฉพาะที่ติดตั้งโหลดเซลล์ (รูปที่ 1) ซึ่งวัดแรงบิดที่เกิดขึ้นระหว่างการหดตัวด้วยการกระตุ้นด้วยไฟฟ้าของกล้ามเนื้อหน้า tibialis (Cogliati et al. 2020) ขณะที่สะโพกและเข่าทำมุม 90 องศา และ 180 องศา ตามลำดับ ข้อเท้าอยู่ในตำแหน่งที่เป็นกลางที่ 110 องศา เท้าถูกมัดเข้ากับแผ่นไม้ที่เชื่อมต่อกับโหลดเซลล์ (รุ่น SM-100 N โดย Interface Inc., Scottsdale, US-AZ) สัญญาณแรงที่ได้รับจากโหลดเซลล์จะถูกกรองด้วยแบนด์พาสที่ 0–64 เฮิรตซ์ และขยายสัญญาณ (MISO- OT Bioelettronica, ตูริน, อิตาลี) เพื่อให้ได้แรงบิดที่โค้งงอจากวัตถุแต่ละแบบ ระยะห่างระหว่างจุดศูนย์กลางข้อเท้ากับโหลดเซลล์ที่ฐานวางเท้าจะถูกวัด และใช้ในการแปลงสัญญาณแรงเป็นแรงบิด [T=F (N) × d (m) ] ตามที่ Orizio และคณะ (Orizio และคณะ 1999, 2008) การกระจัดของพื้นผิวกล้ามเนื้อด้านหน้า tibialis ถูกแปลงเป็นสัญญาณทางกลศาสตร์โดยใช้เซ็นเซอร์วัดระยะด้วยเลเซอร์แบบออปติคัล (M5L/20, MEL Mikroelektronik, เยอรมนี) เครื่องมือมีคุณสมบัติดังต่อไปนี้: ช่วงการวัด±10 มม., ความไว 1 V/มม., ความเป็นเส้นตรง 0.6%, ความละเอียด<6 μm, bandwidth 0–10 kHz. The laser beam was pointed to the tibialis anterior muscle belly presenting the largest displacement during the tetanic stimulation. The common position was at about 1 cm from the tibial crest as reported in Fig. 1. The device provided an output DC voltage proportional to the distance between the laser beam head emitter and the reflecting muscle surface. The measure of the distance of the reflecting surface from the laser source was not affected by surface rotation within±15° and±30° concerning the short and long axis of the laser head, respectively. The force and MMG were digitized at a frequency of 1024 samples/s (CED-1401 of Cambridge Electronic Design of Cambridge).

เครื่องกระตุ้นไฟฟ้าถูกใช้เพื่อส่งสิ่งเร้าสี่เหลี่ยมแบบสองเฟส (ระยะเวลา 100 µs ของแต่ละเฟส) บนกล้ามเนื้อหน้าแข้งทิเบียลิส วางอิเล็กโทรดแคโทด (5 × 5 ซม.) ไว้ที่บริเวณผิวหนังเหนือจุดมอเตอร์หลักของ tibialis anterior (รูปที่ 1) ซึ่งระบุตาม Gobbo และคณะ (2554) อิเล็กโทรดแอโนด (15 × 10 ซม.) วางอยู่บนกล้ามเนื้อน่อง โดยการเพิ่มแอมพลิจูดของขบวนการกระตุ้น 1 เฮิร์ตซ์ (10 พัลส์ต่อแต่ละระดับแอมพลิจูด 0.1 V) จากค่าต่ำสุดที่ 0.5 V พัลส์การกระตุ้นสูงสุดจะถูกระบุเป็นแอมพลิจูดการกระตุ้นที่กระตุ้นการกระตุกครั้งเดียวที่ใหญ่ที่สุด พัลส์ 35 เฮิร์ตซ์จำนวน 3 ขบวนที่กินเวลา 3 วินาทีถูกจ่ายไปยังจุดมอเตอร์ของกล้ามเนื้อโดยมีการหยุดชั่วคราว 1 นาทีระหว่างการกระตุ้น ตรวจพบพื้นผิว EMG ที่เกิดจากรถไฟกระตุ้นโดยใช้อิเล็กโทรดเงินที่เจลล่วงหน้าแบบติดกาวในตัวสองตัว (เส้นผ่านศูนย์กลาง 1 ซม. ระยะห่างระหว่างอิเล็กโทรด 30 มม.) EMG ถูกปรับสภาพโดยใช้ตัวกรองแบนด์พาส Butterworth ลำดับที่สาม (10–512 Hz) หลังจากการแปลง A/D โดย CED-1401 (Cambridge Electronic Design, Cambridge, UK) สัญญาณดิจิทัลจะถูกจัดเก็บไว้ในพีซีและสุ่มตัวอย่างที่ 1,024 ตัวอย่าง/วินาที

การประมวลผลสัญญาณ: พารามิเตอร์ที่วิเคราะห์ระหว่างระยะผ่อนคลาย

เพื่อให้บรรลุวัตถุประสงค์ของงาน การวิเคราะห์ที่อธิบายไว้ด้านล่างนี้เกี่ยวข้องกับระยะการผ่อนคลายของการหดตัวของบาดทะยักที่ถูกกระตุ้น ซึ่งได้รับการพิจารณาบางส่วนแล้วจากการศึกษาหลายชิ้น (Cè et al. 2013b, 2014a, 2013c; Esposito et al. 2016, 2011 ; ลองโก และคณะ 2016).

จากขบวนการกระตุ้นทั้งสามขบวน ซึ่งเป็นขบวนที่มีค่าแรงบิดมากที่สุดในช่วงเวลา 100 มิลลิวินาที ก่อนที่จะเลือกการกระตุ้นครั้งสุดท้ายสำหรับแต่ละวิชา แรงบิดและ MMG ได้รับการกรองผ่านความถี่ต่ำแบบดิจิทัลที่ 50 เฮิรตซ์ และต่อมาทำให้เป็นมาตรฐานที่ 100% โดยอ้างอิงถึงค่าเฉลี่ยในช่วงเวลา 100 มิลลิวินาที สัญญาณ EMG ใช้เพื่อระบุการสิ้นสุดของกิจกรรมทางไฟฟ้าเนื่องจากรถไฟกระตุ้นบาดทะยัก เวลาที่กิจกรรมทางไฟฟ้าเสร็จสิ้น หลังจากการกระตุ้นครั้งสุดท้าย คือเครื่องหมายเวลาที่ EMG ที่เกิดขึ้นถึงค่าเฉลี่ย ±3 SD ซึ่งคำนวณจากตัวอย่างสัญญาณ 1 วินาทีก่อนการกระตุ้นบาดทะยัก (ดูรูปที่ 2)

ความล่าช้าของระบบเครื่องกลไฟฟ้าผ่อนคลาย

ในระหว่างระยะผ่อนคลาย สามารถสังเกตความล่าช้า (D) ได้ระหว่างการสิ้นสุดของกิจกรรมทางไฟฟ้าและจุดเริ่มต้นของแรงบิดและการสลายตัวของ MMG D ถูกคำนวณเป็นเวลาทันทีที่สัญญาณลดลง 3 ส่วนเบี่ยงเบนมาตรฐานของค่าเฉลี่ยระหว่างการกระตุ้น ทั้งสำหรับแรงบิด (DT) และ MMG (DMMG) (รูปที่ 2)

อัตราการลดแรงบิดและอัตราการลด MMG

อัตราการลดลงของสัญญาณแรงบิด (RRT) และสัญญาณ MMG (RRMMG) คำนวณเป็นอัตราส่วนระหว่าง Δtorque หรือ ΔMMG และ Δtime (รูปที่ 2) โดยเฉพาะอย่างยิ่ง หน้าต่างเคลื่อนที่ 20 มิลลิวินาทีด้วยขั้นตอน 1 มิลลิวินาทีถูกใช้กับสัญญาณทั้งสองเพื่อระบุอัตราการลดลงสูงสุด (Cogliati et al. 2020; Haf et al. 2015) ทำการคำนวณแบบเดียวกันกับสัญญาณที่ทำให้เป็นมาตรฐานเพื่อรับ NRRT และ NRRMMG

ช่วงเวลาสำหรับการลดสัญญาณ 80–20%

นอกเหนือจากข้อมูลที่ไม่ต่อเนื่องที่จัดทำโดย RR หรือ NRR แล้ว เวลาของการลดลงของทั้งแรงบิดปกติและ MMG (TRT และ TRMMG) ในช่วง 80–20% ของการลดลงนั้นได้รับการคำนวณเพื่อระบุลักษณะไดนามิกของการสลายตัวของสัญญาณเพิ่มเติม ช่วงที่เลือกช่วยให้เราสามารถเปรียบเทียบพฤติกรรมของเวลาของสัญญาณทั้งสองจากวัตถุอายุน้อยและสูงอายุ เมื่อทั้งสองมีการเปลี่ยนแปลงอย่างไดนามิกจากช่วงเริ่มต้นและช่วงสุดท้าย

การปฏิบัติตามกล้ามเนื้อ

เพื่อให้มีคำอธิบายโดยละเอียดเกี่ยวกับความสัมพันธ์ของเวลาระหว่างแรงบิดที่ลดลงและการยืดกล้ามเนื้อใหม่ จำนวนความแปรผัน MMG สัมพัทธ์สำหรับแรงบิดสัมพัทธ์ทั้ง 10 ถังจะลดลง (จาก 100 เป็น 0 %: คำนวณ 100–90%, 90–80%, 80–70%, …, 10–0%) ค่านี้สะท้อนถึงการปฏิบัติตามข้อกำหนดของกล้ามเนื้อแบบ bin-by-bin (MC) เพื่อการยืดตัวอีกครั้งตลอดกระบวนการผ่อนคลาย

MMG ที่จุดสิ้นสุดของการลดแรงบิด (MMG0T)

%MMG ซึ่งเป็นปริมาณของการเพิ่มความยาวที่เหลือ เมื่อกระบวนการลดแรงบิดเสร็จสมบูรณ์และถึง 0% จะถูกหาปริมาณสำหรับแต่ละเรื่อง พารามิเตอร์ถูกระบุเป็น MMG0T และให้การวัดประสิทธิภาพของกระบวนการยืดความยาวทั้งหมดเมื่อเปรียบเทียบกับการลดแรงตึง กล่าวอีกนัยหนึ่งคือ เท่าใดการยืดความยาวใหม่จะไม่สมบูรณ์เมื่อรู้สึกถึงแรงที่ {{5} }.

การวิเคราะห์ทางสถิติ

วิเคราะห์ข้อมูลโดยใช้ซอฟต์แวร์ทางสถิติ (Sigmaplot 11) การวิเคราะห์ความแปรปรวนแบบสองทาง (ANOVA) ถูกนำมาใช้เพื่อตรวจสอบผลกระทบหลักและปฏิสัมพันธ์ของอายุ (เด็กและผู้ใหญ่) และสัญญาณ (แรงบิดและ MMG) บน D, NRR และ TR เมื่อการวิเคราะห์ความแปรปรวนมีนัยสำคัญ จะมีการเปรียบเทียบแบบคู่กับการทดสอบหลังการทดสอบของ Tukey เพื่อความสอดคล้องของกล้ามเนื้อ ปัจจัยสองประการสำหรับการวิเคราะห์ความแปรปรวนคืออายุและถังลดแรงบิดสัมพัทธ์ นอกจากนี้ การทดสอบทีอิสระยังใช้เพื่อตรวจสอบความแตกต่างระหว่างกลุ่ม (เด็กและผู้ใหญ่) เพื่อหาแรงบิดสูงสุดในระหว่างการหดตัวแบบกระตุ้น, RRT, RMMG และ MMG0T (นัยสำคัญทางสถิติ p<0.05).

ในกราฟ จำนวนเครื่องหมายดอกจัน (*) บ่งบอกถึงความแตกต่างที่มีนัยสำคัญทางสถิติดังนี้:< 0.05 (*); p<0.01 (**); p<0.001 (***).

ข้อมูลที่รายงานในงานนี้มาจากสัญญาณที่ตรวจพบในระหว่างการตอบสนองของบาดทะยัก tibialis ล่วงหน้า ซึ่งใช้เพื่อเปรียบเทียบกลไกของกล้ามเนื้อเมื่อเริ่มมีอาการโดยสมัครใจและกระตุ้นการหดตัวในวิชาอายุน้อยและสูงอายุในผลงานที่ตีพิมพ์แล้ว (Cogliati et al. 2020)

ผลลัพธ์

ตัวอย่างของสัญญาณแรงบิดปกติ (เส้นสีแดง) และ MMG (เส้นสีดำ) จากตัวอย่างเด็กและผู้ใหญ่ ซึ่งพารามิเตอร์ที่แสดงไว้ในส่วนก่อนหน้าได้รับการคำนวณแล้ว สามารถพบได้ในรูปที่ 3 เวลาที่แตกต่างกันที่ จุดเริ่มต้นของสัญญาณทั้งสองจะค่อยๆ ลดลงระหว่างวัตถุอายุน้อยและผู้ใหญ่ ตลอดจนความชันที่แตกต่างกันของสัญญาณทั้งสองนั้น เห็นได้ชัดเจนผ่านกระบวนการผ่อนคลาย

การหดตัวแบบกระตุ้นสูงสุด

แรงบิดสูงสุดในการหดตัวแบบกระตุ้นมีความแตกต่างกันอย่างมีนัยสำคัญระหว่างเด็กและผู้ใหญ่ (4.9±2.5 นิวตันเมตรสำหรับเด็ก และ 2.6±1.7 นิวตันเมตรสำหรับผู้สูงอายุ; p<0.001). A t-test revealed a significant difference (p=0.002) between young  (3.01±1.17 mm) and old (2.01±0.73 mm) subjects for the maximal surface displacement transduced as MMG.

ความล่าช้าของระบบเครื่องกลไฟฟ้าเพื่อการผ่อนคลาย (DT และ DMMG)

การวิเคราะห์ความแปรปรวนแบบสองทางเผยให้เห็นผลกระทบที่มีนัยสำคัญของอายุ (หน้า<0.001) and signal (p=0.009) on D, but without an interaction between these factors (p=0.354). Specifically, the older subjects had a longer delay compared to younger subjects. Moreover, the beginning of relaxation for the MMG started after the torque signals.

แรงบิด ในช่วงเริ่มต้นของระยะการผ่อนคลาย DT มีความแตกต่างอย่างมีนัยสำคัญระหว่างคนหนุ่มสาวและผู้สูงอายุ (22.51±5.92 มิลลิวินาทีสำหรับคนหนุ่มสาวและ 51.35±15.21 มิลลิวินาทีสำหรับผู้สูงอายุ; p<0.001) (Fig. 4).

เอ็มเอ็มจี. DMMG แสดงพฤติกรรมเช่นเดียวกับ DT โดยสังเกตความแตกต่างอย่างมีนัยสำคัญระหว่างคนหนุ่มสาวและผู้สูงอายุ (27.38±6.93 มิลลิวินาทีสำหรับเด็กและ 61.41±18.42 มิลลิวินาทีสำหรับผู้สูงอายุ; p<0.001) (Fig. 4).

อัตราการลดแรงบิดและอัตราการลด MMG (RRT และ RRMMG)

ในระหว่างระยะการสลายตัวหลังจากการหดตัวแบบกระตุ้น RRT สูงสุดในเด็กและผู้ใหญ่คือ −110.4 ± 45.56 Nm/s และ − 52.72 ± 32.12 Nm/s ตามลำดับ แสดงความแตกต่างทางสถิติระหว่างกลุ่ม ( การทดสอบทีอิสระ p < 0.001) ดังนั้น RMMG สูงสุดในเด็ก (− 24.47 ± 10.95 mm/s) จึงสูงกว่าในวิชาเก่า (−13.76 ± 6.54 mm/s) อย่างมีนัยสำคัญ (การทดสอบ t อิสระ, p <0.001) เมื่อพิจารณาสัญญาณที่ทำให้เป็นมาตรฐาน ผลลัพธ์จะใกล้เคียงกัน การวิเคราะห์ความแปรปรวนแบบสองทางเผยให้เห็นผลกระทบที่มีนัยสำคัญของอายุ (หน้า<0.001) and signal (p<0.001) on the NRR, but without an interaction between these factors (p=0.508). Specifically, the NRR was higher for young subjects compared to old and the decrease of the MMG signal was slower than the torque signal (Fig. 5). Moreover, the maximal NRRT in young and old was − 1256.16 ± 333.36%/s and  − 1026.26 ± 267.76%/s, respectively, showing a statistical difference (p=0.004). Similarly, NRRMMG was statistically different between young (−867.79%/s±148.6%/s) and older (− 710.35±178.84%/s) subjects (p=0.044).

【สำหรับข้อมูลเพิ่มเติม:george.deng@wecistanche.com / WhatsApp:8613632399501】