Zastosowanie BWS stanowi obiecujące podejście w rehabilitacji chodu u pacjentów cierpiących na zaburzenia OUN, takie jak iSCI lub udar mózgu. W głównej grupie pacjentów, którzy mają dobrowolną kontrolę nad kończynami dolnymi, ale nie są w stanie swobodnie chodzić, FLOAT może zapewnić przejrzyste BWS z minimalnymi siłami interakcji. Zastosowanie do 50% BWS do CiSCI podczas chodu naziemnego spowodowało subtelne zmiany w kinematyce chodu, które są w dużej mierze porównywalne do tych obserwowanych u zdrowych osób z grupy kontrolnej. Podczas gdy zmiany wywołane przez BWS były widoczne w parametrach przestrzenno-czasowych, takich jak długość kroku i względny czas trwania fazy stania, wzorce ruchu stawów i koordynacja wewnątrz kończyny były modulowane w mniejszym stopniu w iSCI niż w grupie kontrolnej. Wyniki te są sprzeczne z naszymi początkowymi oczekiwaniami, że BWS będzie miał większy wpływ na kinematykę chodu u CiSCI w porównaniu z osobami z grupy kontrolnej. Wskazuje to, że stosowanie naziemnego BWS przy odciążeniu do 20% BW nie ma zauważalnego wpływu na chód, a nawet duże odciążenia rzędu 50% BW nie zniekształcają zasadniczo kinematyki chodu. Co więcej, różnice w modulacji koordynacji wewnątrz kończyn mogą stanowić okazję do szczególnego ukierunkowania się na tę dziedzinę w rehabilitacji iSCI.
Adaptacja przestrzenno-czasowa
Jako jedna z istotnych cech chodu, dostosowanie długości kroku i czasu kroku są warunkami wstępnymi w radzeniu sobie ze zmianami warunków chodu. Wraz ze wzrostem obciążenia, czas kroku ulega stopniowemu wydłużeniu zarówno u osób z grupy kontrolnej, jak i osób z iSCI. Podobne obserwacje z literatury nie przyniosły rozstrzygających wyjaśnień zarówno w warunkach naziemnych, jak i na bieżni. Jedno z możliwych wyjaśnień opiera się na ramie podobieństwa dynamicznego, zakładając, że liczba Froude’a, niezależna od anatomii miara prędkości zależna od długości nogi i grawitacji, ma optymalną wartość około 0.25 dla chodzenia .
Fr: liczba Froude’a, m: masa, v: prędkość, h: długość nogi, g: stała grawitacyjna, sl: długość kroku, sf: częstotliwość kroku.
Zmniejszenie „ciężkości” poprzez odciążenie przy zachowaniu prędkości chodu nie powinno zaburzać zależności pomiędzy długością kroku a częstotliwością kroku. Zastosowanie odciążenia przy tułowiu powoduje jednak interesującą interakcję: grawitacja działająca na nogę zamachową pozostaje na normalnym poziomie (9,81 ms- 2), podczas gdy dynamika fazy stania jest poddana zmniejszonej grawitacji plus potencjalnym siłom interakcji z robotem . Zazwyczaj skutkuje to niewielką, ale solidną redukcją współczynnika pracy, napędzaną głównie przez zwiększenie czasu kroku przy zachowaniu czasu stania. Aby utrzymać daną prędkość, względna długość kroku musi zostać zwiększona, zaburzając stabilne rozwojowo relacje pomiędzy długością kroku, częstotliwością i prędkością chodu. Takie zachowanie przyjmowane jest przez osoby z grupy kontrolnej. CiSCI, z drugiej strony, wykazują zmniejszony cykl pracy, jednak nie modulują długości kroku tak odpowiednio jak osoby z grupy kontrolnej, co również prowadzi do niewielkiego zmniejszenia prędkości chodu zarejestrowanego przy 50% BWS (Tabela 2).
Zmiany szerokości kroku były niejednoznaczne zarówno u osób z grupy kontrolnej, jak i CiSCI; chociaż wykryto interakcję między BWS a grupą, nie było prostego efektu głównego odciążenia. Może to być spowodowane interakcją z robotem w kierunku środkowo-bocznym, co nawiązuje do złożonej interakcji pomiędzy BWS, stabilnością boczną i siłami interakcji z robotem. Analiza przejrzystości prowadzi nas do pewnego dyskontowania wahadłowego efektu podwieszenia, jednakże wzajemne oddziaływanie pomiędzy pionowym odciążeniem a szerokością kroku i innymi parametrami związanymi ze stabilnością chodu zasługuje na dalsze badania u zdrowych osób. CiSCI zachował dużą zmienność w szerokości kroku we wszystkich warunkach odciążenia, potencjalnie maskując jakiekolwiek znaczące odpowiedzi na odciążenie. Średnia szerokość kroku wykazywała tendencję w kierunku redukcji z patologicznie wysokiego poziomu wyjściowego, podpowiadając, że odciążenie umożliwia CiSCI chodzenie z węższą podstawą podparcia.
Efekty postawy podczas chodzenia
Wymieniliśmy ilościowo przemieszczenie CoM i kołysanie tułowia, by zrozumieć, jak przejrzysty BWS wpływa na postawę podczas chodzenia i czy różni się to między CiSCI a kontrolami. Prosty główny efekt BWS na ruch CoM ML oraz kołysanie tułowia AP i ML wskazuje, że system BWS ma pewien wpływ na postawę podczas chodzenia i kontrolę tułowia. Wraz ze wzrostem obciążenia zwiększa się kołysanie tułowia w obu płaszczyznach, podczas gdy ruch ML CoM jest zredukowany, a AP w grupie kontrolnej pozostaje bez zmian. CiSCI przyjęli inny wzorzec odpowiedzi w obu parametrach AP, być może z powodu krótszej długości kroku początkowego, który wymagałby mniejszego transferu pędu z tułowia do miednicy w celu wywołania przesunięcia ciężaru ciała. CiSCI wykazali również większe kołysanie tułowia AP w warunkach początkowych, być może kompensując zmiany w szczytowej sile generowanej przez mięśnie tułowia. Ponadto, prędkość chodu była zredukowana w nieco większym stopniu w CiSCI pod wpływem odciążenia. Podsumowując, CiSCI może być bardziej podatny na dynamikę robota i ograniczenia uprzęży – szczególnie w kierunkach, w których konieczne są większe przyspieszenia. Konstrukcja napowietrzna i umiejscowienie uprzęży potencjalnie wymusiły bardziej wyprostowaną postawę i pozwoliły na mniejszy transfer masy ciała do przodu na stopę prowadzącą.
Zmiany w parametrach przyśrodkowo-bocznych przy zwiększonym odciążeniu były odzwierciedlone w obu grupach. To kontrastowało z szerokością kroku, która wykazała lokalne minimum przy 20%BWS dla kontroli i stopniowe, ale nieistotne zmniejszenie w CiSCI. Wskazuje to, że obie grupy coraz bardziej optują za utrzymaniem CoM bliżej przyśrodkowej krawędzi podstawy podparcia wraz ze wzrostem BWS, co wskazuje na złożoną interakcję pomiędzy odciążeniem a dynamiką płaszczyzny czołowej. Ponadto, prędkość ruchu góra-dół robota BWS dodatkowo komplikuje interakcję, ponieważ napięcie nie jest idealnie równe we wszystkich punktach czasowych. Prowadzi to do subtelnych zmian w poziomach wsparcia i przeniesienia pędu w różnych fazach chodu, które prawdopodobnie wpływają na przestrzenno-czasową strukturę stabilności chodu, jednak te interakcje są trudne do dokładnego określenia ilościowego.
Wzorce ruchu stawów
Wraz ze zwiększającym się odciążeniem, zaobserwowaliśmy rosnące przesunięcia czasowe śladów kątowo-czasowych zarówno w CiSCI jak i w kontrolach. Aby odpowiednio porównać wzorce ruchu stawów, faza stance i swing zostały znormalizowane i interpolowane oddzielnie w celu usunięcia efektów czasowych przy jednoczesnym zachowaniu informacji o szeregu czasowym i amplitudzie. Umożliwiło to wykrycie różnic w kształcie trajektorii wywołanych przez odciążenie. Podczas gdy stawy kolanowe wykazywały prosty, główny efekt odciążenia, szczególnie w okolicy zbiegu i podczas postawy, nie było efektu interakcji. Wskazuje to, że w badanej próbie nie mogliśmy wykryć różnych strategii kolan pomiędzy CiSCI i kontrolami w odpowiedzi na odciążenie. W stawie biodrowym, odciążenie wywołało prosty efekt główny skoncentrowany wokół momentu ruszania palcami i wystąpił silny efekt interakcji, szczególnie podczas wymachu i po uderzeniu piętą. Ten efekt interakcji może być spowodowany krótszą długością kroku w CiSCI w połączeniu ze zmianami w postawie chodu. W stawie skokowym, efekt interakcji był obecny szczególnie w późnej fazie stania, gdzie kontrolni podkreślali swój ruch odepchnięcia, podczas gdy CiSCI nie wykazywali żadnej adaptacji. Odciążenie CiSCI w systemie BWS nie spowodowało wykrywalnych zmian we wzorcach ruchowych stawów, podczas gdy kontrole wykazywały subtelne adaptacje, szczególnie w stawie skokowym przy wysokim poziomie odciążenia. U osób kontrolnych, zmiany w ruchu stawu skokowego mogą być interpretowane jako adaptacja specyficzna dla danego zadania, konieczna do utrzymania danej prędkości przy jednoczesnej optymalizacji innych, istotnych wyznaczników chodu. To, że nie wykryliśmy tych adaptacji w naszej kohorcie głównie dotkniętych zaburzeniami sensorycznymi CiSCI może być związane ze zmianami w integracji informacji o obciążeniu w eferentnej strukturze poleceń. Modele aktywności sieci rdzeniowej podczas chodu wskazują, że wrażliwe na obciążenie i ścinanie mechanoreceptory na podeszwie stopy wraz z narządami ścięgnistymi Golgiego i aferentami wrzecion mięśniowych w znacznym stopniu przyczyniają się do skutecznej regulacji chodu. Jednak w następstwie iSCI przetwarzanie informacji dośrodkowych ulega zmianie na wielu poziomach i jest częściowo zastępowane zastępczymi, nadmiarowymi informacjami pochodzącymi z nieuszkodzonych źródeł, takich jak kontrola wzrokowa.
Koordynacja śródręcza
Wzorce koordynacji śródręcza były wielokrotnie zgłaszane jako czułe odczyty kontroli lokomotorycznej u osób z iSCI. Wiedza z eksperymentów na kończynach górnych i dolnych u ludzi prowadzi nas do interpretacji koordynacji wielostawowej jako produktu integracji proprioceptywnej w rdzeniu kręgowym na różnych poziomach w połączeniu z nadrdzeniowym napędem eferentnym. Wzorce koordynacji śródręcza można określić ilościowo jako różnicę formy w stosunku do kształtu odniesienia (SSD; forma prokrustowej analizy kształtu) . Zmienność tych wzorców może być uchwycona przez kątowy składnik współczynnika korespondencji (ACC; wyspecjalizowana forma kodowania wektorowego), który opisuje średnie rozproszenie wszystkich sekwencyjnych par punktów w cyklu. Zwiększona zmienność w sprzężeniu ruchowym segmentów jest wykrywana jako spadek ACC (zakres: 0-1). Zwiększona zmienność ruchu, zwłaszcza w zakresie powiązania sąsiadujących segmentów wewnątrzkulowych, może być interpretowana jako zwiększony szum neuronalny w generowaniu synergistycznych wzorców aktywacji mięśni. W warunkach odciążenia osoby z grupy kontrolnej wykazywały postępujące zmiany w sprzężeniu śródkostnym poprzez zwiększenie różnicy kształtu i zmienności (tab. 2 i ryc. 2) w obu parach (biodro-kolano i kolano-klęk). U CiSCI natomiast SSD pozostało niezmienione zarówno w parze proksymalnej, jak i dystalnej. Nie stwierdzono efektu interakcji dla ACC obu par, jednak nieobciążanie powodowało większą zmienność sprzężeń w obu grupach. Brak modulacji sprzężenia śródręczno-palcowego u pacjentów pod wpływem odciążenia może zapewnić dostęp do badań i wyzwań związanych z tym aspektem po iSCI.
Koordynacja śródręczno-palcowa w grupie kontrolnej i u pacjentów z BWS. a Response of intralimb coordination patterns to unloading in patients and controls. Jako odniesienie, średnie wyjściowe dane kontrolne pokazano jako ciągłą czarną linię. Średnie odpowiedzi pacjentów i osób z grupy kontrolnej przedstawiono jako linie przerywane przy 10%, 30% i 50% BWS w rosnących odcieniach szarości. Średnie dane wyjściowe pacjenta przedstawiono jako linię przerywaną. b Metryka kwantyfikacji koordynacji wewnątrz kończyny. Odciążenie powoduje zmianę SSD w grupie kontrolnej (kolor czarny) dla obu par stawów biodrowo-kolanowych i kolanowo-klanowych. Ten wzorzec koordynacji pozostaje niezmieniony u pacjentów (szary) w obu parach. Spójność kształtu (ACC) ulega coraz większemu pogorszeniu w obu grupach wraz ze wzrostem obciążenia. Słupki wskazują średnie dla grup z 1SD. Znaczenie jest wyszczególnione jako *: p < 0.05
W syntezie, CiSCI i kontrole zademonstrowały podobne odpowiedzi na odciążenie pod względem parametrów spatio-temporalnych i postawy chodu. CiSCI, jednakże, zachowali swoją podstawową koordynację śródręcza, podczas gdy kontrole zmodyfikowały ją w odpowiedzi na odciążenie, optymalizując swoje wzorce sprzężenia stawowego w celu dostosowania się do odciążenia przy zachowaniu danej prędkości. Wydaje się, że w zdrowym OUN wzorce wewnątrzstawowe są mediowane nie tylko na poziomie rdzeniowym, ale również integrują silny wpływ ośrodków nadrdzeniowych. Jednak sprzężenie segmentów, raz zmienione w wyniku urazu OUN, okazuje się niezwykle odporne na zmiany. Na przykład Awai i Curt stwierdzili u pacjentów z iSCI niezmieniony kształt wzorca chodu wewnątrzkulowego w trakcie rehabilitacji, pomimo zwiększenia prędkości chodu i zmniejszenia zmienności wewnątrzkulowej. Podobnie Tepavac i Field-Fote stwierdzili poprawę spójności, ale brak systematycznej zmiany kształtu sprzężenia wewnątrzkoruchowego po stymulacji kości ramiennej połączonej z treningiem u 14 pacjentów z iSCI. Analogiczne obserwacje poczyniono u osób po udarze mózgu z upośledzeniem funkcji kończyn dolnych .
Obserwacje te mogą być spowodowane zmianą napędu eferentnego wywołaną zmianami w przetwarzaniu nadrdzeniowym, w tym częściową utratą i zastąpieniem sygnałów aferentnych. Alternatywnie, sprzężenie segmentów może być głównie kodowane przez rytmiczne sieci rdzeniowe i dlatego może być trudne do modulowania przez napęd eferentny, szczególnie gdy ten napęd jest upośledzony przez uszkodzenie. Oba te modele wskazują, że w przypadku optymalizacji fenotypu chodu, zwłaszcza koordynacji wewnątrzstawowej, do ograniczeń środowiskowych lub w przypadku napotkania nowych zadań, zmienione przetwarzanie obecne w CiSCI nie może w pełni skompensować zdegradowanej informacji aferentnej. W tej perspektywie, profil odpowiedzi CiSCI na odciążenie: dostosowane parametry przestrzenno-czasowe, niezmienione wzorce ruchu stawów i koordynacja między kończynami, może nawiązywać do hierarchii kontroli w lokomocji. Tutaj zasoby neuronalne są zarezerwowane dla parametrów krytycznych dla zadania, takich jak organizacja przestrzenno-czasowa chodu i kontrola równowagi, podczas gdy mniej krytyczne parametry, takie jak koordynacja wewnątrz kończyny, są wyłączone z modulacji. Uważa się, że każda poprawa funkcji wynika z adaptacji procesów wyższego poziomu, podczas gdy nowo ustanowione prymitywy ekwiwalentu motorycznego pozostają niezmienne. Jednakże, zgodnie z naszą wiedzą, nie ma paradygmatu treningowego, który w sposób szczególny ukierunkowany byłby na koordynację śródręcza po iSCI. Odciążenie może być unikalną ścieżką treningową, która może być ukierunkowana na ten dość specyficzny deficyt.
Znaczenie kliniczne
Zastosowanie przezroczystego napowietrznego BWS u osób z iSCI podczas chodzenia po ziemi ma nieistotny wpływ na kinematykę chodu CiSCI. Wskazuje to, że w przypadku CiSCI, którzy zachowują dobrowolną kontrolę nad kończynami, ale nie są w stanie utrzymać własnego ciężaru ciała, przezroczysty BWS stanowi szansę na rozpoczęcie bezpiecznego, podpartego, nieskrępowanego chodzenia po ziemi we wczesnym okresie. W miarę poprawy stanu pacjenta można zmniejszać ilość podparcia, a terapeuta może stosować dodatkowe siły zakłócające, aby utrzymać wymagające środowisko treningowe. Ponadto, urządzenie może być wykorzystywane do wspierania podczas treningu innych czynności życia codziennego, takich jak wchodzenie po schodach, pokonywanie przeszkód, balansowanie, chodzenie po łuku, podnoszenie przedmiotów z podłogi, przechodzenie z pozycji siedzącej do stojącej, itp. Trening naziemnego BWS pozostaje tylko jednym z wielu narzędzi rehabilitacyjnych, jednak umożliwia przejście ze środowiska rehabilitacji na bieżni do warunków bardziej zbliżonych do rzeczywistych.
Outlook
Nasze wnioski opierają się na stosunkowo małej i niejednorodnej próbie osób z iSCI, głównie z upośledzeniem sensorycznym, ze względu na ograniczenie polegające na możliwości chodzenia z prędkością 2 km/h bez pomocy w czasie około jednej godziny pomiaru. Ta prędkość chodzenia została wybrana, ponieważ jest to prędkość realna dla CiSCI i jest bliska progowi dla nienadzorowanego chodzenia w pomieszczeniach dla CiSCI (0,6 m/s). Co więcej, przy tej prędkości, osoby kontrolujące nadal wytwarzają rytmiczny, symetryczny chód, chociaż jest on o wiele wolniejszy (~ 50%) niż ich typowa prędkość chodu charakterystyczna dla wieku i płci. Okres zapoznawczy był dozwolony na każdym poziomie BWS, a CiSCI i kontrolni chodzili konsekwentnie z prędkością docelową podczas eksperymentu bez przekraczania zakresu tolerancji, co wskazuje na wystarczającą aklimatyzację. Chociaż interesujące byłoby również przeanalizowanie preferowanej prędkości chodu lub nawet wpływu różnych prędkości chodu, doprowadziłoby to do bardzo długiego protokołu oceny dla CiSCI. Pomiary wyjściowe chodu różniły się między grupami, a także wystąpiła znacząca różnica wieku. Włączenie wieku jako zmiennej w modelu statystycznym wskazuje jednak, że adaptacja wzorców chodu do BWS nie była napędzana przez ten czynnik. Różne reakcje między CiSCI i kontrolami uzasadniają dalsze badania w szerszej grupie osób z zaburzeniami OUN chodzących z różnymi prędkościami. Trzech CiSCI miało TSI mniej niż jeden rok i dlatego byliby uważani za bliższych podostrego niż przewlekłego. Osoby te zostały włączone do badania, ponieważ osiągnęły funkcjonalne plateau ze względu na stosunkowo łagodny charakter ich urazów. Funkcjonalnie należały one do lepszych osób w kohorcie. Badana kohorta pacjentów z szerokim zakresem różnych upośledzeń i TSI dostarcza pewnych wskazówek dotyczących uogólnionego efektu, jednak sposób, w jaki przejawia się on w odniesieniu do poziomu, ciężkości i przewlekłości upośledzenia, można określić jedynie poprzez zastosowanie bardziej szczegółowych kryteriów włączenia. To ogranicza opis potencjalnych mechanizmów w obecnym eksperymencie. Idąc dalej, jesteśmy zainteresowani oceną bardziej precyzyjnie zdefiniowanych kohort i lepszym oddzieleniem efektów mechanicznych od biologicznych odpowiedzi na rozładowanie.