کنترل سرعت تحریک کننده تحریک الکتریکی عملکردی برای تصحیح قطره

تحریک الکتریکی عملکردی یک روش مهم درمانی برای تصحیح قطره است. برای دستیابی به کنترل طبیعی ، تنظیم پارامتر FE باید با فعال شدن قدامی تیبیالیس همراه باشد.

مواد و روش ها

این مطالعه نه فرد سالم را استخدام کرده و روابط سرعت پیاده روی را با زمان شروع و مدت زمان فعال سازی قدامی تیبیالیس بررسی کرده است. مدل های خطی برای سرعت پیاده روی با توجه به این دو پارامتر ساخته شده اند. بر اساس این مدلها ، زمان شروع و زمان سازگار با سرعت در پیاده روی به کمک FES برای نه فرد سالم و ده نفر با Dropfoot استفاده شد. عملکرد سینماتیک پیاده روی به کمک FES که ناشی از تحریک سرعت سازگار است با مواردی که ناشی از حادثه پاشنه است ، مقایسه شد و بدون تحریک در سرعت های مختلف پیاده روی راه می رود.

نتایج

زاویه بالاتر از dorsiflexion مچ پا در تحریک پاشنه پا و شرایط تحریک سرعت سازگار از آن در شرایط پیاده روی بدون تحریک در تمام سرعت مشاهده شد. برای افراد مبتلا به سکته مغزی ، زاویه پلانتار فلکسون مچ پا در شرایط تحریک سرعت سازگار با شرایط پیاده روی بدون تحریک مشابه بود و در شرایط تحریک پاشنه پا با تمام سرعت قابل توجه بود.

نتیجه گیری

بهبود دوریفلکسون مچ پا بدون بدتر شدن پلانتاررفلسیون مچ پا در شرایط تحریک سرعت سازگار می تواند به زمان و مدت زمان تحریک مناسب نسبت داده شود. این نتایج شواهدی را ارائه می دهد که نشان می دهد سیستم تحریک پیشنهادی با پارامترهای مرتبط با سرعت از نظر فیزیولوژیکی در تصحیح قطره مناسب تر است و ممکن است در کاربردهای بالینی آینده ارزش بالقوه خوبی داشته باشد.

ثبت نام

کمیته اخلاق پزشکی مرکز توانبخشی آسیب دیدگی کار گوانگدونگ ، AF/SC-07/2016. 22. ثبت شده 26 مه 2016.

زمینه

حدود سه چهارم بازماندگان سکته مغزی سطح مختلفی از اختلال عملکرد مغز و اختلال حرکتی را تجربه می کنند [1] ، که منجر به کاهش کیفیت زندگی و توانایی محدود در فعالیت های اجتماعی می شود [2]. از این افراد ، 20 ٪ از عملکرد حرکتی در اندام تحتانی رنج می برند. یکی از این اختلالات Dropfoot است که در مرحله نوسان و عدم توانایی در دستیابی به پاشنه پا در تماس اولیه با استفاده از dorsiflexion ضعیف و ناتوانی در تماس اولیه مشخص می شود [3 ، 4]. راه رفتن غیر طبیعی مانند راه رفتن دور و ترخیص غیر طبیعی پا در طرف آسیب دیده اغلب به عنوان روشی برای جبران آدم ربایی بیش از حد مفصل ران و ارتفاع لگن در سمت بی تأثیر یافت می شود [5]. این منجر به عدم تقارن راه رفتن و سرعت پیاده روی آهسته می شود [6].

تحریک الکتریکی عملکردی یک مداخله نماینده برای تصحیح قطره پا و لیبرزسون و همکاران بود. برای اولین بار تحریک الکتریکی عملکردی (FES) برای تصحیح قطره برای افراد مزمن همیپلژیک در دهه 1960 معرفی شد [7]. بار الکتریکی از طریق یک جفت الکترود برای فعال کردن قدامی تیبیالیس (TA) تحویل داده می شود ، که منجر به dorsiflexion مچ پا می شود. یان و همکاران. دو محرک دو کانال را به چهار سر ران ، همسترینگ ، گاستروکنمیوم و TA اعمال کرد تا عملکرد حرکتی اندام تحتانی را در مرحله اولیه پس از سکته مغزی بازیابی کند [8]. این تحریک با یک توالی از پیش تعیین شده از فعال شدن عضلات دنبال می شود که یک چرخه راه رفتن سالم را تقلید می کند [9]. مدت زمان تحریک در مطالعه یان و همکاران پنج ثانیه بود. با این حال ، افراد با شدت های مختلف اختلال ممکن است سرعت پیاده روی متفاوتی داشته باشند [10] ، به این معنی که یک مدت تحریک ثابت ممکن است قادر به پاسخگویی به الگوهای مختلف پیاده روی نباشد.

لیبرسون و همکاران. از واقعه پاشنه پا که توسط یک پایه پا برای تحریک تحریک شده است استفاده کرد [7]. با این حال ، هنگامی که افرادی که پاهای خود را در حین پیاده روی می کشیدند با یک شیب یا مانع روبرو شدند ، قابلیت اطمینان کنترلر Footswitch به طور قابل توجهی کاهش یافت [11]. بهادرا و همکاران. یک سوئیچ دستی را برای تحریک تحریک به عنوان کمک پیاده روی برای افراد مبتلا به آسیب نخاعی (SCI) پیشنهاد کرد [12]. با این حال ، کنترل دستی ممکن است افراد را از حفظ تعادل دور کند و منجر به افزایش خطر سقوط شود [13 ، 14]. علاوه بر این ، کابل بین سنسور کنترل و محرک برای پیاده روی ناخوشایند بود [15].

منسفیلد و همكاران به جای یك پا.[16] و مونگان و همکاران.[17] واقعه پاشنه چرخه راه رفتن را در پیاده روی با کمک FES با استفاده از شتاب سنج و ژیروسکوپ یک محوره تشخیص داد. محصول تجاری Walkaide در دسترس تجاری همچنین از یک شتاب سنج برای این منظور استفاده می کند [18]. سیگنال الکترومیوگرافی (EMG) همچنین به عنوان منبع کنترل در پیاده روی به کمک FES برای تشخیص هدف اراده عضلات اعمال می شود [19]. یووم و همکاران. سیگنال EMG از TA را تقویت کرده و شدت تحریک را به نسبت پاکت EMG یکپارچه تعدیل می کند. پالس های الکتریکی سپس برای اصلاح قطره به عصب پروونئال مشترک ارسال می شوند [20].

در این مطالعات ، FES اعمال شده به TA عمدتاً توسط رویداد پاشنه پا انجام می شد. با این حال ، این رویداد در مرحله فشار و قبل از فعال سازی TA رخ می دهد [17]. شروع زودرس تحریک TA منجر به کاهش پلانتاررفلکسون مچ پا می شود [21]. Spaich و همکاران. اجرای یک بازه زمانی ثابت قبل از شروع زمان شروع تحریک TA برای گسترش مرحله فشار قبل از dorsiflexion مچ پا [21]. برخی از مطالعات نشان داده اند که سرعت پیاده روی می تواند بر فعال شدن TA تأثیر بگذارد [22 ، 23]. شیاوی و همکاران. دریافت که مدت زمان فعالیت EMG با افزایش سرعت کاهش می یابد [22]. در مطالعه وینت و همکاران ، شکل الگوهای EMG به طور کلی در سرعت های مختلف پیاده روی مشابه بود و مدت زمان فعالیت EMG از نزدیک با زمان قدم عادی مرتبط بود [23]. اگرچه مدت زمان فعال سازی TA با سرعت پیاده روی گزارش شده است [24] ، انتخاب پارامترهای FES سازگار با سرعت برای TA بررسی نشده است.

هدف از این مطالعه یافتن یک طراحی FES از نظر فیزیولوژیکی مناسب تر برای تصحیح Dropfoot است. در مرحله اول ، تغییرات مربوط به سرعت در زمان شروع و مدت زمان فعال سازی TA مورد بررسی قرار گرفت. در مرحله بعد ، مدل های خطی برای سرعت پیاده روی و فاصله زمانی از رویداد پاشنه پا تا زمان شروع فعال سازی TA و همچنین برای سرعت پیاده روی و مدت زمان فعال سازی TA ساخته شده است. زمان و زمان تحریک سرعت (SAS) بر اساس دو مدل محاسبه شد و برای پیاده روی به کمک FES استفاده شد. سرانجام ، عملکرد تحریک ناشی از SAS ، رویداد پاشنه پا (HOS) و هیچ تحریک (NS) در طول پیاده روی به کمک FES در هر دو فرد مبتلا به سکته مغزی و افراد سالم با سرعت های مختلف پیاده روی مقایسه شد.

مواد و روش ها

مدل سازی پارامترهای تحریک بر اساس TA

نه فرد سالم (پنج مرد و چهار زن) استخدام شدند و هیچکدام از آنها دارای اختلال اسکلتی عضلانی و یا آسیب دیدگی بر راه رفتن بودند. میانگین (انحراف استاندارد (SD)) سن داوطلبان 22. 7 سال (3/1) سال بود. دو سنسور مختلف به افراد سالم وصل شد. یک Footswitch (Tekscan Inc. ، Boston ، MA ، USA) با استفاده از نوار پزشکی برای ضبط وقایع پاشنه پا و پاشنه پا روی سر پشت قرار گرفت. الکترودهای کلرید نقره ای نقره ای نقره ای (AG-AGCL) (M2223 ، 3 M Inc. ، USA) با قطر 5 میلی متر و فاصله بین الکترود 20 میلی متر با یک الکترود مرجع در نزدیکی سطح پوست TA وصل شد. اپیکوندیل جانبی استخوان ران [25].

سیگنال الکترومیوگرافی سطح از TA با استفاده از یک سیستم Tele-EMG (Myosystem2400 ، Noraxon ، USA) با افزایش 4000 ثبت و تقویت شد. نرم افزار LabView (Labview 2010 ، شرکت ملی ابزار ، آستین ، تگزاس ، ایالات متحده) سیگنال های Footswitch و EMG را همزمان بر روی دیسک سخت برای پردازش آفلاین ذخیره کرد. سیگنال ها با استفاده از مبدل A-D (PCIE-6341 ، National Instrument ، Texas ، USA) با وضوح 16 بیتی بدست آمد.

میزان نمونه برداری از سیگنال های Footswitch و EMG به ترتیب 100 هرتز و 1000 هرتز بود. سیگنال EMG خام برای اولین بار با پهنای باند 10-150 هرتز فیلتر شد تا صدای فرکانس پایین و سر و صدای فرکانس بالا را از بین ببرد [26]. فاصله زمانی تحریک TA به عنوان مدت زمان از رویداد پاشنه پا تا زمان شروع فعال سازی TA تعریف شده است. زمان بندی زمانی تعریف شد که سیگنال EMG اصلاح شده موج کامل از سه برابر SD فعالیت پایه تجاوز کند [27]. فعالیت پایه متوسط دامنه سیگنال EMG اصلاح شده موج در حالت استراحت بود. مدت زمان EMG طول زمان انقباض TA از زمان شروع تا زمان جبران بود. زمان جبران فعال سازی TA هنگامی تشخیص داده شد که سیگنال اصلاح شده کمتر از سه برابر SD فعالیت پایه بود [27].

در طول آزمایش ، به افراد سالم دستور داده شد که روی یک تردمیل قدم بزنند (BH ، G6425-F3 ، اسپانیا). در مجموع یازده سرعت برای هر موضوع انتخاب شد ، که از 0. 5 تا 1. 5 متر بر ثانیه با فواصل 0. 1 متر بر ثانیه بود [24]. در هر آزمایش ، از افراد خواسته شد حداقل دو دقیقه با سرعت مشخص قدم بزنند. ترتیب سرعت راه رفتن به طور تصادفی ترتیب داده شد و برای جلوگیری از خستگی عضلات ، 2 دقیقه استراحت بین هر دو آزمایش داده شد.

افراد در طول آزمایش از طول قدم ترجیح خود استفاده می کردند. برای حذف تأثیر شتاب و کاهش در هنگام پیاده روی تردمیل ، بیش از 20 مرحله برای هر موضوع با هر سرعت متوسط بود [28]. پس از تجزیه و تحلیل همبستگی و حداقل اتصالات منحنی مربع ، مدل های خطی برای سرعت پیاده روی با توجه به فاصله زمانی از رویداد پاشنه پا تا زمان شروع فعال سازی TA و همچنین برای مدت زمان EMG ساخته شدند.

تحریک سرعت

تحریک سرعت سازگار در شکل 1A ارائه شده است. در مجموع پنج نشانگر بازتاب 12 میلی متری کروی به اندام تحتانی موضوع وصل شده است (شکل 1C). پنج نشانگر از بالا به پایین در مکان های مرجع آناتومیکی زیر قرار گرفت: ران میانی به اندازه کافی دیستال به لگن ، مفصل زانو جانبی ، ساق میانی به اندازه کافی دیستال به مفصل زانو ، مالولوس جانبی و فضای بین متاتارس دوم و سوم متاتارسسرها [29]. از یک سیستم ضبط حرکت (Optitrack ، NaturalPoint ، ایالات متحده) متشکل از شش دوربین مادون قرمز برای تشخیص نشانگرها با سرعت نمونه برداری از 100 هرتز استفاده شد. مختصات هر نشانگر با استفاده از نرم افزار Tracking Tools (NaturalPoint ، USA) برای محاسبه سرعت پیاده روی و برای تجزیه و تحلیل سینماتیک بیشتر ثبت شد. سیگنال Footswitch توسط مبدل A-D ثبت شد و برای تشخیص رویداد پاشنه در یک رایانه شخصی ذخیره شد. هنگامی که رویداد پاشنه پا مشاهده شد ، سرعت پیاده روی از داده های سینماتیک نشانگر اندام تحتانی محاسبه شد. میانگین سرعت پیاده روی پنج مرحله قبلی به عنوان سرعت فعلی راه رفتن در نظر گرفته شد [25]. پس از وقوع پاشنه پا ، فاصله زمانی قبل از شروع زمان و مدت زمان تحریک TA از مدل های خطی با توجه به سرعت پیاده روی تعریف شد. پس از فاصله زمانی سازگار با سرعت ، تحریک TA ایجاد شد. پس از مدت زمان سازگاری ، تحریک TA خاتمه یافت. فاصله زمانی و مدت زمان تحریک TA با توجه به سرعت پیاده روی مختلف قابل تغییر است. اگر سرعت پیاده روی کمتر باشد ، فاصله زمانی و مدت زمان طولانی تر خواهد بود و اگر سرعت پیاده روی بیشتر باشد ، فاصله زمانی و مدت زمان کوتاه تر خواهد بود. نمودار نمودار سیستم کنترل SAS در شکل 2 نشان داده شده است.

تنظیم آزمایش وضعیت SAS ؛b یک موضوع سالم در تردمیل برای ارزیابی سیستم. c موقعیت پنج نشانگر روی پای راست

نمودار کاری سیستم کنترل SAS

شركت كنندگان

نه فرد سالم از آزمایش قبلی و ده نفر مبتلا به سکته مغزی (نه مرد و یک زن) با Dropfoot (جدول 1) برای ارزیابی سیستم در این مطالعه شرکت کردند. افراد مبتلا به سکته مغزی حداقل 6 ماه قبل از مشارکت در مطالعه ، یک سکته مغزی را متحمل شده بودند و توانستند بدون هیچ گونه کمک ، به طور مستقل روی یک تردمیل قدم بزنند. برای ایمنی ، افراد مبتلا به سکته مغزی در هنگام پیاده روی روی یک دستگیره جلوی آن قرار گرفته اند [6]. قبل از شرکت در آزمایش ، رضایت آگاهانه کتبی از همه افراد جمع آوری شد. این مطالعه توسط کمیته اخلاق مرکز توانبخشی آسیب های کار گوانگدونگ تأیید شد.

راه اندازی آزمایش

به افراد سالم دستور داده شد که با چهار سرعت روی یک تردمیل قدم بزنند: 0. 3 ، 0. 6 ، 0. 9 و 1. 2 متر بر ثانیه. افراد با هر سرعت در چهار شرط قدم می زدند: پیاده روی با کمک FES که توسط رویداد پاشنه پا (HOS) ایجاد شده است ، پیاده روی به کمک FES که توسط SAS ایجاد شده و بدون تحریک پیاده روی (NS). به افراد مبتلا به سکته مغزی دستور داده شد تا با سه سرعت قدم بزنند: آهسته ، رایگان و سریع. سرعت آزاد سرعت پیاده روی راحت روی تردمیل بود ، در حالی که سرعت سریع حداکثر سرعت قابل تحمل بود (تقریباً 25 تا 30 ٪ بزرگتر از سرعت پیاده روی آزاد) [30]. سرعت آهسته از سرعت آزاد با همان نسبت کوچکتر بود. سالم و افراد مبتلا به سکته مغزی با هر سرعت در سه شرط قدم می زدند: پیاده روی با کمک FES که توسط رویداد پاشنه پا (HOS) ایجاد می شود ، پیاده روی با کمک FES که توسط SAS ایجاد شده و بدون تحریک (NS). هر موضوع با سکته مغزی باید نه کارآزمایی را تمام کند و هر موضوع سالم باید دوازده کارآزمایی را به پایان برساند. ترتیب آزمایشات به طور تصادفی برای افراد سالم و افراد مبتلا به سکته مغزی ترتیب داده شد. در هر آزمایش ، افراد موظف بودند بیش از پنج دقیقه با سرعت مشخص پیاده روی کنند. برای جلوگیری از خستگی عضلات ، یک استراحت 2 دقیقه ای بین هر دو آزمایش انجام شد. در طول آزمایش ، از یک پایه پا که بر روی پاف پاپ قرار گرفته است و پنج سازنده بازتابنده متصل به اندام تحتانی (شکل 1B) برای تشخیص رویداد پاشنه و دستیابی به سینماتیک استفاده شد.

در شرایط HOS ، تحریک TA به ترتیب توسط حوادث پاشنه پا و پاشنه پا انجام شد [31] ، تحریک TA از فعال سازی TA جلوتر بود و مدت زمان تحریک کوتاهتر از مدت زمان TA در افراد سالم بود(شکل 3). در شرایط SAS ، زمان شروع و مدت زمان تحریک TA از مدل های خطی با توجه به سرعت پیاده روی تعریف شده است (شکل 4) ، زمان شروع و مدت زمان تحریک TA با زمان شروع فعال سازی TA مطابقت داشتو مدت زمان. در شرایط HOS و SAS ، شدت تحریک زمانی تعیین می شود که افراد زاویه مچ پا خنثی (0 درجه) را در یک موقعیت نشسته به دست آوردند و پا آزادانه در یک موقعیت انعطاف پذیر پلانتار آویزان شد [32]. یک محرک الکتریکی عملکردی (P2-9632 ، FAISCO ، چین) انتخاب شد و فرکانس تحریک و عرض پالس به ترتیب 40 هرتز و 400 میکرومتر بود [33]. شکل پشت سر هم تحریک مستطیل شکل است و دامنه تحریک محرک از 0 تا 120 میلی آمپر است.

سیگنال EMG از TA پس از تقویت با افزایش 4000 و سیگنال های پاپ با سرعت 1 متر بر ثانیه یک موضوع سالم

مدل های خطی سرعت پیاده روی با فاصله زمانی و مدت زمان EMG. R: همبستگی خطی منفی ؛P: همبستگی خطی به طور قابل توجهی ؛معادله مدل خطی منفی است که ایجاد شده است

تحلیل داده ها

زاویه خم شدن زانو اوج ، حداکثر زاویه دوریفلکسیون مچ پا در مرحله نوسان و زاویه مچ پا در حادثه پا از داده های سینماتیک اندام تحتانی استخراج شد. از فیلتر Butterworth کم مرتبه دوم برای فیلتر کردن سیگنال سینماتیک با فرکانس برش 15 هرتز استفاده شد ، زیرا اکثریت قدرت با توجه به تجزیه و تحلیل طیفی قدرت کمتر از 15 هرتز بود [34].

The toe-off event was determined by marker5 on the toe as in a previous study [35], and the heel-off and heel-strike events were detected by a footswitch under the heel. Kolmogorov-Smiov test was used to assess all the variables for the normality of distribution. Over six strides were averaged for the subjects with stroke in this study [6]. To analyze the influence of the stimulation condition (NS, HOS, and SAS) on ankle dorsiflexion, ankle plantarflexion, and knee flexion angles, one-way analysis of variance with repeated measures was applied to compare the angle values among different conditions. P>0. 05 با فرضیه تهی هیچ تأثیر معنی داری مطابقت داشت. اگر تفاوت معنی داری وجود داشته باشد ، تجزیه و تحلیل پس از تعقیب با استفاده از Bonferroni بین شرایط مختلف انجام شد [32]. در هر شرایط ، تجزیه و تحلیل واریانس یک طرفه برای مقایسه مقادیر زاویه بین افراد سالم و افراد مبتلا به سکته مغزی استفاده شد. تمام تجزیه و تحلیل آماری با استفاده از SPSS 19 (SPSS Inc. ، شیکاگو ، ایالات متحده) انجام شد و سطح اهمیت آن 0. 05 تعیین شد.

نتایج

The Kolmogorov-Smiov test was applied to the variables, and the results indicated that all the variables followed Gaussian distribution ( P>0. 05).

تأثیر سرعت پیاده روی در فاصله زمانی و مدت زمان EMG

نمایش گرافیکی از سیگنال های فعال سازی TA و Footswitch در شکل 3 نشان داده شده است. اولین خط جامد عمودی نشانگر یک رویداد پاشنه پا است که سیگنال Pootswitch از صفر به یک تبدیل می شود. خط متراکم زمان شروع فعال سازی TA است. فاصله زمانی بین دو خط اول است. خط جامد دوم نشانگر یک رویداد پاشنه پا است که سیگنال های پاپ از یک به صفر تبدیل می شوند.

میانگین فاصله زمانی در یک چرخه راه رفتن با کمترین سرعت 367. 6 میلی ثانیه بود که با بالاترین سرعت به 258. 4 میلی ثانیه کاهش یافت. روابط بین سرعت پیاده روی و فاصله زمانی در شکل 4A ارائه شده است ، و همبستگی خطی به طور قابل توجهی منفی بین سرعت پیاده روی و فاصله زمانی مشاهده شد (R = - 0. 93 ، P<0.0001). There was a significant effect of the walking speed on the EMG duration ( P <0.01). The mean EMG duration at the speed of 0.5 m/s was 780.0 ms, which decreased by 23.6% to 595.7 ms at the highest speed of 1.5 m/s (Table 2).

زاویه مچ پا و زانو در سه شرایط تحریک

شکل 5a و B زاویه های مچ پا و زانو را در طول چرخه راه رفتن به ترتیب برای 9 فرد سالم با 0. 9 متر بر ثانیه نشان می دهد. خط جامد و سایه به ترتیب زاویه های متوسط و انحراف استاندارد را در طول چرخه راه رفتن نشان می دهد. شکل 6 حداکثر زاویه دار dorsiflexion مچ پا را در مرحله نوسان ، زاویه های پلانتار فلکسون مچ پا در حوادث پا و زاویه خم شدن زانو در مرحله نوسان برای نه فرد سالم نشان می دهد. در مقایسه با شرایط NS ، فقط شرایط SAS در مرحله نوسان با سرعت 1. 2 متر بر ثانیه زاویه دوریفلکسون مچ پا بزرگتر (2. 8 درجه) به دست آورد (P<0.05), but the value SAS condition were significantly smaller compared to that in the HOS condition at 0.3 m/s and 0.6 m/s ( P <0.05)

زاویه مچ پا (میانگین ± STD) در طول چرخه راه رفتن برای نه فرد سالم با 0. 9 متر بر ثانیه. زاویه زانو B (میانگین ± STD) در طول چرخه راه رفتن برای نه فرد سالم با 0. 9 متر بر ثانیه. زاویه مچ پا C (میانگین ± STD) در طول چرخه راه رفتن برای ده فرد پس از سکته مغزی با سرعت آزاد. زاویه زانو D (میانگین ± STD) در طول چرخه راه رفتن برای ده فرد پس از سکته مغزی با سرعت آزاد

نه نتایج سالم برای: زاویه های پلانتار فلکسون مچ پا در رویداد پا. b حداکثر زاویه دوریفلکسون مچ پا در مرحله نوسان. زاویه خم شدن زانو C در مرحله نوسان.*: تفاوت قابل توجهی از NS (P<0.05); ☨: significant difference from HOS ( P <0.05)

شکل 5C و D زاویه های مچ پا و زانو را در طول چرخه راه رفتن برای ده نفر با سکته مغزی با سرعت آزاد نشان می دهد. خط جامد و سایه به ترتیب زاویه های متوسط و انحراف استاندارد را در طول چرخه راه رفتن نشان می دهد. شکل 7 حداکثر زاویه دار dorsiflexion مچ پا را در مرحله نوسان ، زاویه های پلانتار فلکسون مچ پا در حوادث پا و زاویه خم شدن زانو در مرحله نوسان برای ده نفر با سکته مغزی نشان می دهد. شرایط HOS و SAS در مرحله نوسان در مقایسه با شرایط NS ، زاویه های بزرگتر مچ پا را به دست آوردند و مقادیر موجود در شرایط SAS به طور قابل توجهی کوچکتر از شرایط HOS با سرعت آزاد بود (P<0.05). At fast speed, the value in the SAS condition (0.23 degrees) was smaller than that in the HOS condition (1.0 degrees). The plantarflexion angles during toe-off events in the HOS condition had the minimum values at all the speeds, which were significantly smaller than that in the NS and SAS conditions. And the plantarflexion angles in the SAS condition were similar with that in the NS condition at all the speeds. The peak knee flexion angles in the SAS condition were significantly larger than that in the HOS condition at slow and free speeds. There were smaller knee flexion angles at free and fast speeds in the HOS condition than that in the NS condition. No significant differences were found in the peak knee flexion angle between the NS and SAS conditions ( P>0. 05)

نتایج ده نفر مبتلا به سکته مغزی: زاویه های پلانتار فلکسون مچ پا در حادثه پا ، حداکثر زاویه دار dorsiflexion مچ پا در مرحله نوسان و زاویه خم شدن زانو C در مرحله نوسان ، *: تفاوت معنی داری از NS (P<0.05), † : significant difference from HOS ( P <0.05)

شکل 8 حداکثر زاویه دار dorsiflexion مچ پا را در مرحله نوسان ، زاویه های پلانتار فلکسون مچ پا در حوادث پا و زاویه خم شدن زانو در مرحله نوسان برای نه فرد سالم در 0. 9 متر بر ثانیه و ده فرد استوک با سرعت آزاد نشان می دهد. در همه شرایط ، افراد سالم نسبت به بیماران استوک به زاویه های بزرگتر مچ پا و زانو دست یافتند (P<0.05).

مقایسه بین افراد سالم و افراد مبتلا به سکته مغزی: زاویه های پلانتار فلکسون مچ پا در رویداد پا. b حداکثر زاویه دوریفلکسون مچ پا در مرحله نوسان. زاویه خم شدن زانو C در مرحله نوسان.*: پ<0.05. The error bars represented the standard deviations

بحث

Dorsiflexion مچ پا به کمک FES عمدتاً توسط وقایع پاشنه پا در مطالعات قبلی ایجاد شده است [7 ، 33 ، 36،37،38]. با این حال ، واقعه پاشنه قبل از زمان شروع واقعی فعال سازی TA در افراد سالم رخ داده است (در شکل 3 نشان داده شده است). بنابراین ، dorsiflexion مچ پا به کمک FES ناشی از حادثه پاشنه پا ممکن است منجر به عوارض جانبی شود ، مانند کاهش خم شدن پلانتار مچ پا در مرحله فشار و کاهش خم شدن زانو در مرحله نوسان ناشی از کاهش نیروی پیشراننده به جلو است [12]وادمدت زمان تحریک به TA در یک مطالعه قبلی به یک مقدار ثابت برای شرایط مختلف تنظیم شد ، اما ارتباط فیزیولوژیکی مقدار ثابت مورد بررسی قرار نگرفت [8]. اگر مدت زمان تحریک کوتاهتر از آنچه مورد نیاز افراد مبتلا به سکته مغزی است ، یک واقعه پاشنه پا ممکن است به دلیل عدم وجود کمبود مچ پا ظاهر نشود ، که هنوز هم ممکن است خطر سقوط را ایجاد کند. با این حال ، اگر مدت زمان تحریک طولانی تر از آنچه لازم است ، راه رفتن ممکن است خیلی ناپایدار باشد که پیشانی بلافاصله پس از اعتصاب پاشنه زمین را لمس کند و افراد برای ایجاد تنظیم باید سرعت خود را کاهش دهند. این همچنین ممکن است برای توانبخشی طولانی مدت منفی باشد.

Kesar و همکاران. و اسپرینگر و همکاران. تحریک دوریفلکسون مچ پا با استفاده از وقایع پاشنه پا خاتمه یافته است [32 ، 37]. همانطور که در شکل 3 نشان داده شده است ، TA هنوز هم در حوادث پاشنه پا فعال شده است ، که نشان می دهد زمان بهینه برای خاتمه تحریک dorsiflexion نیست [32 ، 37]. بریج و همکاران. از محرک پای Odstock Drop (ODFS) برای افراد مزمن همیپلژیک با مدت زمان قابل تنظیم پس از اعتصاب پاشنه استفاده کرد [39] ، اما آنها معیارهای انتخاب مدت زمان تحریک را ذکر نکردند [39].

زاویه دورسیفلکسون مچ پا بالاتر می تواند در تمام سرعت در افراد با سکته مغزی در شرایط HOS و SAS نسبت به شرایط NS مشاهده شود. این بدان معنی است که با استفاده از FES می توان dorsiflexion مچ پا را بهبود بخشید. یک مداخله ایده آل FES برای تصحیح قطره می تواند شامل افزایش دوریفلکسون مچ پا در مرحله نوسان باشد بدون اینکه روی پلانتاررفلکسون مچ پا در حوادث پا تأثیر بگذارد. با این حال ، اگرچه FES در مرحله نوسان در مطالعات قبلی ، دوریفلکسون مچ پا بیشتری تولید کرد ، پلانتاررفلکس مچ پا در حوادث پا بدتر شد [6 ، 21 ، 32] ، و نتیجه مشابهی نیز در افراد در شرایط HOS یافت می شود. یکی از دلایل این بود که زمان تحریک در شرایط HOS با وقایع پاشنه پا انجام شد ، مانند بیشتر مطالعات قبلی [7 ، 33 ، 36،37،38]. با این حال ، همانطور که در شکل 3 نشان داده شده است ، رویداد پاشنه پا از زمان شروع واقعی فعال سازی TA جلوتر بود.< SPAN> زاویه دورسیفلکسون مچ پا بالاتر را می توان با تمام سرعت در افراد با سکته مغزی در شرایط HOS و SAS نسبت به شرایط NS مشاهده کرد. این بدان معنی است که با استفاده از FES می توان dorsiflexion مچ پا را بهبود بخشید. یک مداخله ایده آل FES برای تصحیح قطره می تواند شامل افزایش دوریفلکسون مچ پا در مرحله نوسان باشد بدون اینکه روی پلانتاررفلکسون مچ پا در حوادث پا تأثیر بگذارد. با این حال ، اگرچه FES در مرحله نوسان در مطالعات قبلی ، دوریفلکسون مچ پا بیشتری تولید کرد ، پلانتاررفلکس مچ پا در حوادث پا بدتر شد [6 ، 21 ، 32] ، و نتیجه مشابهی نیز در افراد در شرایط HOS یافت می شود. یکی از دلایل این بود که زمان تحریک در شرایط HOS با وقایع پاشنه پا انجام شد ، مانند بیشتر مطالعات قبلی [7 ، 33 ، 36،37،38]. با این حال ، همانطور که در شکل 3 نشان داده شده است ، رویداد پاشنه پا از زمان شروع واقعی فعال سازی TA جلوتر بود. یک زاویه dorsiflexion مچ پا بالاتر می تواند در همه سرعت در افراد با سکته مغزی در شرایط HOS و SAS مشاهده شود. شرایط NSاین بدان معنی است که با استفاده از FES می توان dorsiflexion مچ پا را بهبود بخشید. یک مداخله ایده آل FES برای تصحیح قطره می تواند شامل افزایش دوریفلکسون مچ پا در مرحله نوسان باشد بدون اینکه روی پلانتاررفلکسون مچ پا در حوادث پا تأثیر بگذارد. با این حال ، اگرچه FES در مرحله نوسان در مطالعات قبلی ، دوریفلکسون مچ پا بیشتری تولید کرد ، پلانتاررفلکس مچ پا در حوادث پا بدتر شد [6 ، 21 ، 32] ، و نتیجه مشابهی نیز در افراد در شرایط HOS یافت می شود. یکی از دلایل این بود که زمان تحریک در شرایط HOS با وقایع پاشنه پا انجام شد ، مانند بیشتر مطالعات قبلی [7 ، 33 ، 36،37،38]. با این حال ، همانطور که در شکل 3 نشان داده شده است ، رویداد پاشنه پا از زمان شروع واقعی فعال سازی TA جلوتر بود.

در شرایط SAS ، FES پس از یک بازه زمانی ، که با مدل خطی همراه بود ، توسط حوادث پاشنه پا انجام شد. علاوه بر این ، مدت زمان فاصله زمانی در شرایط SAS به جای یک مقدار ثابت ، مانند مطالعه قبلی ، سرعت بخش بود. این طرح می تواند تأثیر سرعت پیاده روی را به خود اختصاص دهد. در جدول 2 انحراف استاندارد از فاصله زمانی و مدت زمان EMG بسیار اندک بود ، بنابراین مدل به اندازه کافی دقیق بود تا تفاوت های فردی را به خود اختصاص دهد. تنظیمات پارامتر FES در مطالعات قبلی به داده های EMG از افراد سالم ارجاع داده شد ، زیرا FES که از حالت فعال سازی TA نرمال تقلید می کند می تواند به افراد مبتلا به سکته مغزی کمک کند تا به روش طبیعی بهبود یابد [8 ، 9 ، 25]. بنابراین ، داده های افراد جوان سالم برای توسعه مدل خطی به صورت آفلاین جمع آوری شد و از این مدل برای کنترل زمان شروع و زمان سازگار با سرعت و مدت زمان سیستم FES در زمان واقعی استفاده شد. در مطالعه ما ، زاویه پلانتار فلکسون مچ پا در شرایط SAS شبیه به پیاده روی بدون تحریک بود و در شرایط HOS به طور قابل توجهی بزرگتر بود. این نشان می دهد که زمان شروع و زمان سازگار با سرعت از نظر فیزیولوژیکی برای تصحیح قطره مناسب است. طبق مطالعات قبلی ، زاویه زانو نقش مهمی در تولید پیشرانه رو به جلو دارد [40 ، 41]. برخاستن نادرست در مرحله فشار به کاهش خم شدن پلانتار مچ پا در مرحله فشار و کاهش خم شدن زانو در مرحله نوسان منجر به کاهش نیروی پیشراننده رو به جلو می شود [6 ، 12]. بنابراین ، زاویه انعطاف پذیری زانو اوج بزرگتر ممکن است نتیجه نیروی پیشرانه ای به جلو بزرگتر در شرایط SAS نسبت به شرایط HOS در این مطالعه باشد. ما قبل از شروع زمان شروع تحریک TA ، یک بازه زمانی سازگار را اجرا کردیم تا مرحله فشار را گسترش دهیم ، بنابراین زاویه زانو در شرایط SAS با شرایط NS و متفاوت از شرایط HOS مشابه بود. زاویه پلانتار فلکسون در شرایط SAS با دقت بیشتری به این وضعیت NS نزدیک شد و در شرایط HOS با تمام سرعت از آن بزرگتر بود.

نتیجه گیری

اگرچه FES می تواند قطره ای را تصحیح کند ، در صورتی که تحریک دوریفلکسون مچ پا به خوبی به پایان نرسد ، ممکن است به هزینه اختلال در پلانتار فلکسون مچ پا برسد. در این مطالعه ، سنسور Footswitch و سیگنال سینماتیک همراه با مدل خطی ، به منظور بهبود پلانتاررفلسیون مچ پا ، در زمان بندی تحریک در زمان بندی ایجاد می کنند. لازم به ذکر است که مراحل تحریک بین HOS و SAS در این مطالعه به تفصیل ارزیابی نشده است. در کار آینده ، بیشتر مورد بررسی قرار می گیرد تا عملکرد پیاده روی به کمک FES را به همراه بسیاری از عوامل دیگر که ممکن است تغییر زاویه های دوریفلکسون مچ پا و زاویه های پلاستیک مانند شدت تحریک ، طول مرحله ، زمان نوسان/موضع را به خود اختصاص دهد ، بررسی شود. اگرچه این مدل توسط داده های افراد جوان سالم در محدوده محدودی از سرعت پیاده روی (0. 5 متر بر ثانیه - 1. 5 متر بر ثانیه) تهیه شده است ، می توان روابط خطی را به طیف وسیع تری از سرعت گسترش داد. علاوه بر این ، سیستم تحریک سرعت سازگار می تواند از پیاده روی تردمیل به پیاده روی بر روی زمین منتقل شود. از سنسور اینرسی می توان برای جایگزینی سیستم ضبط حرکت برای محاسبه سرعت پیاده روی و کنترلر FES استفاده کرد. سیستم SAS با سیستم ردیابی حرکتی برای توانبخشی مبتنی بر تردمیل داخلی عمدتاً در بیمارستان مفید است. اگر از سنسور اینرسی برای برآورد سرعت پیاده روی در زندگی روزانه در فضای باز برای افراد مبتلا به سکته مغزی استفاده شود ، جایی که شتاب یا کاهش سرعت آن است ، مدل خطی نیز می تواند برای محاسبه فاصله زمانی سازگار و مدت زمان تحریک اعمال شود.