Iän vaikutus voimaan ja dynamiikan pidentämiseen tibialis-etulihaksen tetaanisen stimulaation vetäytymisen jälkeen, osa 1

Abstrakti

Tarkoitus Vuorottelevissa liikkeissä nivelen poikki, vaihtoon yhdestä pyörimissuunnasta vastakkaiseen voi vaikuttaa jännityksen vähenemisen viive ja nopeus sekä aiemmin aktiivisen lihasryhmän uudelleenpidennyksen noudattaminen. Koska ikääntymisprosessi voi vaikuttaa edellä mainittuihin tekijöihin, tässä työssä pyrittiin vertailemaan sekä nilkan vääntömomentin alenemisen että lihasten pidentymisen dynamiikkaa mekanomyogrammin (MMG) peilauksena tibialis anteriorissa, koska sillä on tärkeä rooli kävelyssä.

Cistanche voi toimia väsymystä ja kestävyyttä lisäävänä aineena, ja kokeelliset tutkimukset ovat osoittaneet, että Cistanche tubulosan keite voi tehokkaasti suojata maksan maksasoluja ja endoteelisoluja, jotka ovat vaurioituneet painoa kantavissa uimahiirissä, säätelemään NOS3:n ekspressiota ja edistämään maksan glykogeenia. synteesiä, jolloin se tehostaa väsymystä. Fenyylietanoli-glykosideja sisältävä Cistanche tubulosa -uute voi merkittävästi vähentää seerumin kreatiinikinaasi-, laktaattidehydrogenaasi- ja laktaattitasoja ja lisätä hemoglobiini- (HB)- ja glukoositasoja ICR-hiirillä, ja tällä voi olla väsymystä ehkäisevä rooli vähentämällä lihasvaurioita. ja maitohapon rikastamisen viivyttäminen energian varastointia varten hiirillä. Yhdiste Cistanche Tubulosa Tablets pidensi merkittävästi painoa kantavaa uintiaikaa, lisäsi maksan glykogeenivarastoa ja alensi seerumin ureatasoa harjoituksen jälkeen hiirillä, mikä osoittaa sen väsymystä ehkäisevän vaikutuksen. Cistanchis-keite voi parantaa hiirten kestävyyttä ja nopeuttaa väsymyksen poistumista harjoitushiirissä, ja se voi myös vähentää seerumin kreatiinikinaasin nousua rasituksen jälkeen ja pitää hiirten luustolihasten ultrarakenteen normaalina harjoituksen jälkeen, mikä viittaa siihen, että sillä on vaikutuksia. fyysisen voiman lisäämiseen ja väsymyksen torjuntaan. Cistanchis myös pidensi merkittävästi nitriitimyrkytettyjen hiirten eloonjäämisaikaa ja paransi sietokykyä hypoksiaa ja väsymystä vastaan.

Napsauta äärimmäistä väsymystä

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

menetelmätRelaksaatiovaiheen aikana supermaksimaalisen 35 Hz:n stimulaation jälkeen pintamotorisessa pisteessä mitattiin 20 nuorella (Y) ja 20 vanhalla (O) koehenkilöllä vääntömomentti (T) ja MMG-dynamiikka.

TuloksetT- ja MMG-analyysi antoi: (I) vaimenemisen alkamisen stimulaation lopettamisen jälkeen (T: 22,51±5,92 ms [Y] ja 51,35±15,21 ms [O]; MMG: 27,38±6,93 ms [Y] ja 61,41±5,92 ms [Y] 18,42 ms [O]); (II) suurin vähennysnopeus (T: −110,4±45,56 Nm/s [Y] ja −52,72±32,12 Nm/s [O]; MMG: −24,47±10,95 mm/s [ Y] ja −13,76±6,54 mm/s [O]); (III) lihasmyöntyvyys, mittaamalla MMG-vähennys jokaisesta 10 %:n vääntömomentin vähennyksestä (bin 20–10 %: 15,69±7,5[Y] ja 10,8±3,3 [O]; bin 10–0 %: 22,12±10,3 [Y] ] ja 17,58±5,6 [O]).

JohtopäätösLihasrelaksaatiotulokset ovat erilaisia ​​Y:ssä ja O:ssa, ja niitä voidaan tarkkailla ei-invasiivisella menetelmällä, joka mittaa vääntömomentin fysiologisia muuttujia ja pidennysdynamiikkaa aiemmin neuromuskulaarisen stimulaation aiheuttaman sähkömekaanisen kytkennän lopussa.

AvainsanatVanheneminen · Rentoutumisprosessi · Vääntömomentin vähennysnopeus · Stimulaatio · MMG

Lyhenteet

D Viive

MC Muscle -yhteensopivuus

MMG Mekanomyogrammi

MMG0T MMG vääntömomentin vähennyksen lopussa

N Normalisoitu

RR Vähennysaste

SERCA Sarcoendoplasmic reticulum kalsiumia kuljettavan ATPaasi

T Vääntömomentti

TR Vähennyksen aika

Yhdysvaltain ultraääni

Johdanto

Nivelen, kuten nilkan, polven tai kyynärpään, vuorotteleva liike liittyy saranan poikki toimivien koukistus- ja ojentajalihasten koordinoituun, vuorottelevaan aktivaatioon. Kun lihaksia, jotka tarjoavat kulmamomentin nivelen pyörimissuuntaa kohti, kutsutaan agonisteiksi, vastakkaisen kulmamomentin tuottava lihasryhmä määritellään antagonisteiksi. Joka kerta kun nivelkierto käännetään, antagonisti- ja agonistilihasten roolit vaihtuvat. Vaihtoon pyörimissuunnasta vastakkaiseen sekä aiemman agonistin pidentymisvaiheeseen vaikuttavat (a) aiemmin aktiivisen lihasryhmän jännityksen aleneminen, (b) tämän viimeksi mainitun sopivuus uudelleenpidennykseen. uuden aktiivisen agonistin toimesta. Näin ollen biomekaanisten parametrien arviointi näiden kahden edellä mainitun prosessin aikana voisi tarjota toiminnallista tietoa agonisti-antagonisti peräkkäiseen aktiivisuuteen vaikuttavien lihasten piirteiden karakterisoimiseksi.

Kävelyä voidaan pitää globaalina vuorottelevana liikkeenä, joka johtuu useiden nivelten vuorottelevista nivelistä ja venymisjaksoista. Westerbladin et al. (1997), "antagonistilihaksen hidas rentoutuminen saattaa estää halutun liikkeen nopeiden, vuorottelevien liikkeiden aikana". Siten normaalin liikkeen aikana aikaisemmin aktiivisen lihasryhmän rentoutumisen hidastuminen voi vaikuttaa suuresti nivelen siirtymisen dynamiikkaan pyörimissuunnasta seuraavaan. Tämä voi vaikuttaa liikkumisparametreihin, erityisesti iäkkäillä henkilöillä. Kävelyanalyysin tiedot viittaavatkin siihen, että ikä vaikuttaa askeleen pituuteen ja vaiheen kestoon (Mulas ym. 2021; Fukuchi ym. 2019). Muutokset ikääntyneiden ihmisten kävelyssä on myös yhdistetty lisääntyneeseen laitoshoitoon ja kuolemaan. Esimerkiksi kävelynopeuden alenemisen on osoitettu ennustavan elinajanodotetta (Studenski ym. 2011). Lisäksi tasapaino- ja kävelyhäiriöt on liitetty lisääntyneeseen kaatumisriskiin (Osoba ym. 2019).

Tämän perusteella näyttää tärkeältä arvioida lihasjännityksen vähenemisen ja uudelleen pidentymisen dynamiikkaa aktivoinnin jälkeen nuorilla ja vanhoilla koehenkilöillä. Funktionaaliset parametrit, jotka kuvaavat voimaa ja pidentymisprosessia rentoutumisvaiheen aikana, eivät ole suhteellisen hyvin kuvattu edellä mainituissa populaatioissa. Voiman vähenemisen alkamisviive, joka johtuu myoelektrisen toiminnan lakkaamisesta tai sen vaimenemisnopeudesta erilaisissa olosuhteissa, kuten ennen ja jälkeen venytystä (Longo ym. 2017, 2014) tai ennen ja jälkeen väsymyksen (Cè et al. 2014a, 2014b), on tutkittu kirjallisuudessa. Vain muutamat tutkimukset raportoivat jännitys- ja pintamekanomyogrammin (MMG) signaalin käyttäytymisestä, joka havaitaan kiihtyvyysmittarilla, tarkkailemalla lihasten uudelleenvenymistä, rentoutumisvaiheessa, kun se kirjataan samanaikaisesti (Cè et al. 2014a, 2013b; Esposito ym. 2016; Longo et al. 2014). Itse asiassa he käyttivät MMG:tä indikaattorina uudelleen pidentymisen alkamisesta, mutta eivät sen aikadynamiikasta.

Vääntömomentin ja lihaspituuden käyttäytymisen arvioimiseksi lihasten supistumisen lopussa on mahdollista käyttää ryhmämme aiemmin kuvaamaa kokeellista järjestelyä (Cogliati et al. 2020), jossa mitattiin nilkan dorsiflexion isometrinen vääntömomentti ja sääriluun anteriorin pituus. mitataan samanaikaisesti punnituskennolla ja pintamekanomyografialla. Perustelut voidaan tiivistää seuraavasti. Koska lihas on vakiotilavuusjärjestelmä, jokainen lyhennys supistuksen aikana lisää lihaksen poikittaishalkaisijaa. Tämä mittavaihtelu voidaan poimia laseranturilla. Analogisesti toiminnan jälkeisen lihasrelaksaation aikana laseretäisyyssignaalia voidaan pitää lihasten uudelleenpidennysprosessin indeksinä. Lihasten pituusmuutosten tutkimus pinta-MMG:n mukaan on jo toteutettu yksityiskohtaisesti (Orizio ym. 1996; Yoshitake ym. 2005; Beck ym. 2005). Perusteet MMG:n käyttöönotolle lihaspituuden muutosten epäsuorana mittana aktiivisen lihaksen ultraäänikuvien keräämisen sijaan perustuvat seuraaviin seikkoihin: (a) Tällä hetkellä US-tekniikka ei todennäköisesti tarjoa yli 30– 60 kuvaa sekunnissa 30–15 ms:n aikaresoluutiolla (liian alhainen, jotta lihastoiminnan lopettamisen jälkeen tapahtuvan venymän aikakäyttäytymistä voidaan seurata hyvin), (b) kokeellinen järjestely on melko monimutkainen ja vaatii robottikäden, joka tukee US-koetin upotettu uima-altaaseen, johon voidaan sijoittaa distaalinen jalka, (c) jokaisen kuvan jälkikäsittely pituuden muutoksen poistamiseksi on monimutkaista ja aikaa vievää, (d) yhdysvaltalaisen järjestelmän kustannukset ovat paljon suuremmat kuin yksinkertaisen laseretäisyysanturi. Lopuksi MMG-signaalin valinta tekee tutkimuksen replikoinnin helpoksi.

Kokeellinen suunnittelu, joka voi antaa siististi perustietoja aktiivisen lihaksen jännityksen vähentämis- ja uudelleenpidennysprosessien suhteesta, kun aktiivisuus on lopetettu, on perustuttava stimuloituihin supistuksiin. Tällä tavalla on mahdollista minimoida keskushermoston käyttöjousituksen yksittäisen häipymiskuvion epävarmuus, joka voi vaikuttaa lihasten supistumistilan muutosten lopputulokseen rentoutumisvaiheen aikana.

Ottaen huomioon mahdollisen merkityksen vuorottelevien liikkeiden mekaanisen tehokkuuden määrittämisessä, tämän työn tarkoituksena oli vertailla nuorten ja vanhojen koehenkilöiden sääriluun anteriorissa seuraavien dynamiikkaa:

a) vääntömomentin pieneneminen nilkassa;

(b) lihasten uudelleen pidentyminen rentoutumisvaiheen aikana.

On syytä korostaa, kuinka tärkeää sääriluun anteriorisen mekaniikan tutkimus on, kun otetaan huomioon sen tärkeä rooli kävelysyklissä sekä nilkan vakauttamisessa varhaisessa asennon vaiheessa että jalan kohoamisessa heilahduksen alkuvaiheessa (Lacquaniti et al. 2012). Tämän seurauksena sen rentoutumisdynamiikka voi vaikuttaa syvästi seuraaviin askelvaiheisiin siirtymisen ajoitukseen.

Materiaalit ja menetelmät

Aiheet ja mittaukset

20 virkistysaktiivista nuorta osallistujaa (10 miestä ja 10 naista; ikä ​​21–33 vuotta) ja 20 virkistysaktiivista vanhempaa osallistujaa (10 miestä ja 10 naista; ikä ​​65–80 vuotta). mitään ortopedisia tai neurologisia häiriöitä ei värvätty osallistumaan tähän tutkimukseen. Saatuaan täydellisen selvityksen kokeista he antoivat kirjallisen tietoisen suostumuksensa. Koehenkilöitä pyydettiin pidättäytymään kofeiinin nauttimisesta ja intensiivisestä fyysisestä aktiivisuudesta 24 tuntia ennen testiä. Tämä tutkimus tehtiin Helsingin julistuksen viimeisimmän version mukaan ja paikallisen eettisen toimikunnan hyväksymä. Osallistujien hallitseva alaraaja asetettiin erityiselle ergometrille, joka oli varustettu punnituskennolla (kuva 1), joka mittasi vääntömomenttia, joka muodostui sääriluun etulihaksen sähköstimuloitujen supistusten aikana (Cogliati et al. 2020). Kun lonkka ja polvi olivat vastaavasti kiinnitettyinä 90 astetta ja 180 astetta, nilkka asetettiin neutraaliin asentoon 110 asteeseen. Jalka kiinnitettiin punnituskennoon yhdistettyyn puulevyyn (malli SM-100 N, Interface Inc., Scottsdale, US-AZ). Punnituskennon saama voimasignaali kaistanpäästösuodatettiin 0–64 Hz:llä ja vahvistettiin (MISO-OT Bioelettronica, Torino, Italia). Kunkin koehenkilön tuottaman dorsifleksion vääntömomentin saamiseksi nilkan tukipisteen ja jalkalevyn punnituskennon välinen etäisyys mitattiin ja sitä käytettiin voimasignaalin muuntamiseen vääntömomentiksi [T=F (N) × d (m) ]. Orizion et al. (Orizio et al. 1999, 2008), sääriluun etulihaksen pinnan siirtymä muutettiin mekanomyografisena signaalina käyttämällä optista laseretäisyysanturia (M5L/20, MEL Mikroelektronik, Saksa). Laitteessa on seuraavat ominaisuudet: mittausalue±10 mm, herkkyys 1 V/mm, lineaarisuus 0,6%, resoluutio<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).

Sähköstimulaattoria käytettiin antamaan kaksivaiheisia suorakaiteen muotoisia ärsykkeitä (100 µs kunkin vaiheen kesto) sääriluun etulihakseen. Katodielektrodi (5 x 5 cm) asetettiin ihoalueelle tibialis anteriorin päämotorisen pisteen yläpuolelle (kuva 1), joka tunnistettiin Gobbon et al. (2011). Anodielektrodi (15 x 10 cm) asetettiin gastrocnemius-lihakseen. Nostamalla 1 Hz:n stimulaatiosarjan amplitudia (10 pulssia kutakin 0,1 V:n amplituditasoa kohti) minimiarvosta 0,5 V maksimistimulaatiopulssi tunnistettiin ärsykeamplitudiksi, joka saa aikaan suurimman yksittäisen nykimisen. Kolme 35 Hz:n pulssia, jotka kestivät 3 sekuntia, annettiin lihaksen motoriseen pisteeseen 1 minuutin taukolla stimulaatioiden välillä. Stimulaatiosarjan herättämä pinta-EMG havaittiin käyttämällä kahta itseliimautuvaa esigeeliytettyä hopeaelektrodia (halkaisijaltaan 1 cm; elektrodien välinen etäisyys 30 mm). EMG käsiteltiin kolmannen asteen Butterworthin kaistanpäästösuodattimella (10–512 Hz). CED-1401 (Cambridge Electronic Design, Cambridge, UK) A/D-muunnoksen jälkeen digitoidut signaalit tallennettiin PC:lle ja näytteistettiin nopeudella 1024 näytettä/s.

Signaalinkäsittely: analysoidaan parametrit rentoutumisvaiheen aikana

Työn tarkoituksen saavuttamiseksi alla kuvattu analyysi koskee stimuloidun tetaanisen supistuksen rentoutumisvaihetta, jota on osittain jo tarkasteltu useissa tutkimuksissa (Cè et al. 2013b, 2014a, 2013c; Esposito ym. 2016, 2011). Longo et al. 2016).

Kolmesta stimulaatiosarjasta kullekin kohteelle valittiin se, jolla oli suurin vääntömomenttiarvo 100 ms:n aikavälillä ennen viimeistä ärsykettä. Vääntömomentti ja MMG suodatettiin digitaalisesti alipäästösuodattimella 50 Hz:llä ja normalisoitiin sen jälkeen 100 %:iin viitaten keskiarvoihin 100 ms:n aikaväleillä. EMG-signaalia käytettiin tunnistamaan tetaanisesta stimulaatiosarjasta johtuvan sähköisen toiminnan loppuminen. Aika, jolloin sähköinen aktiivisuus päättyi viimeisen ärsykkeen jälkeen, oli aikamerkki, jolloin herätetty EMG saavutti keskiarvonsa ±3 SD laskettuna 1 sekunnin signaalinäytteestä ennen tetaanista stimulaatiota (katso kuva 2).

Rentoutumisen sähkömekaaninen viive

Relaksaatiovaiheen aikana voidaan havaita viive (D) sähköisen toiminnan päättymisen ja vääntömomentin ja MMG:n vaimennuksen alkamisen välillä. D laskettiin ajanhetkeksi, jolloin signaalit laskivat 3 standardipoikkeamaa keskiarvostaan ​​stimulaation aikana, sekä vääntömomentille (DT) että MMG:lle (DMMG) (kuvio 2).

Vääntömomentin vähennysnopeus ja MMG-vähennysnopeus

Vääntömomenttisignaalin (RRT) ja MMG-signaalin (RRMMG) pienenemisnopeus laskettiin A-vääntömomentin tai AMMG:n ja A-ajan välisenä suhteena (kuvio 2). Tarkemmin sanottuna molempien signaalien välillä käytettiin 20 ms:n liikkuvaa ikkunaa 1 ms:n askeleella maksimivähennysnopeuden tunnistamiseen (Cogliati et al. 2020; Haf et al. 2015). Sama laskenta suoritettiin normalisoiduille signaaleille NRRT:n ja NRRMMG:n saamiseksi.

Aikaväli 80–20 %:n signaalin vähennykselle

RR:n tai NRR:n tarjoamien diskreettien tietojen lisäksi sekä normalisoidun vääntömomentin että MMG:n (TRT ja TRMMG) pienenemisaika 80–20 %:n välillä laskettiin signaalin vaimenemisen dynamiikan karakterisoimiseksi. Valitun alueen avulla voimme verrata nuorten ja vanhojen koehenkilöiden kahden signaalin aikakäyttäytymistä, kun molemmat muuttuvat dynaamisesti pois alkuperäisestä ja viimeisestä transienteista.

Lihasten noudattaminen

Jotta vääntömomentin pienenemisen ja lihasten uudelleen pidentymisen välisestä aikasuhteesta saadaan yksityiskohtainen kuvaus, suhteellisen MMG-vaihtelun määrä kunkin kymmenen suhteellisen vääntömomentin säiliön osalta pienenee (arvosta 100 arvoon 0 %: 100-90%, 90-80%, 80-70%, …, 10-0%) laskettiin. Tämä arvo heijastaa bin-by-bin lihasten noudattamista (MC) uudelleen venymiseen koko rentoutumisprosessin ajan.

MMG vääntömomentin vähennyksen lopussa (MMG0T)

%MMG, uudelleenpidennyksen määrä jäljellä, kun vääntömomentin vähennysprosessi oli suoritettu ja saavutettu 0 %, määritettiin kullekin kohteelle. Parametri tunnistettiin nimellä MMG0T ja se mittaa koko uudelleenpidennysprosessin tehokkuutta verrattuna jännityksen vähentämiseen: toisin sanoen kuinka paljon uudelleenpidennys on epätäydellinen, kun tuntuva voima on {{5} }.

Tilastollinen analyysi

Tiedot analysoitiin tilastoohjelmistolla (Sigmaplot 11). Kaksisuuntaista varianssianalyysiä (ANOVA) käytettiin tutkimaan iän (nuori ja vanha) ja signaalien (vääntömomentti ja MMG) pää- ja vuorovaikutusvaikutusta D-, NRR- ja TR-arvoihin. Kun ANOVA oli merkitsevä, tehtiin parittaiset vertailut Tukeyn post hoc -testin kanssa. Lihasmyöntyvyyden kannalta kaksi tekijää ANOVAssa olivat ikä ja suhteellinen vääntömomentin vähennysalue. Lisäksi riippumatonta t-testiä käytettiin tutkimaan eroja ryhmien (nuoret ja vanhat) välillä maksimaalisen vääntömomentin stimuloidun supistumisen aikana, RRT:n, RRMMG:n ja MMG0T:n (tilastollinen merkitsevyys p) suhteen.<0.05).

Kaavioissa tähtien lukumäärä (*) osoittaa tilastollisesti merkitseviä eroja seuraavasti: s< 0.05 (*); p<0.01 (**); p<0.001 (***).

Tässä työssä raportoidut tiedot ovat peräisin tibialis anterior tetaanisen vasteen aikana havaituista signaaleista, joilla verrattiin lihasmekaniikkaa vapaaehtoisten ja stimuloitujen supistojen alkaessa nuorilla ja vanhoilla koehenkilöillä jo julkaistuissa töissä (Cogliati et al. 2020).

Tulokset

Esimerkki normalisoiduista vääntömomenteista (punainen viiva) ja MMG (musta viiva) signaaleista edustavilta nuorilta ja vanhoilta koehenkilöiltä, ​​joista on laskettu edellisessä osiossa luetellut parametrit, löytyy kuvasta 3. Eri aika kahden signaalin alku heikkenee nuorten ja vanhojen koehenkilöiden välillä sekä näiden kahden signaalin eri kaltevuus on ilmeinen rentoutumisprosessin kautta.

Maksimaalinen stimuloitu supistuminen

Stimuloidun supistuksen maksimivääntömomentti erosi merkittävästi nuorten ja vanhojen aikuisten välillä (4,9±2,5 Nm nuorilla ja 2,6±1,7 Nm vanhemmilla; 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.

Rentoutumisen sähkömekaaninen viive (DT ja DMMG)

Kaksisuuntainen ANOVA paljasti merkittävän iän vaikutuksen (s<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.

Vääntömomentti. Relaksaatiovaiheen alussa DT oli merkitsevästi erilainen nuorten ja vanhempien yksilöiden välillä (22,51 ± 5,92 ms nuorilla ja 51,35 ± 15,21 ms vanhemmilla; p<0.001) (Fig. 4).

MMG. DMMG osoitti samaa käyttäytymistä kuin DT, ja merkittävä ero havaittiin nuorten ja vanhempien yksilöiden välillä (27,38 ± 6,93 ms nuorilla ja 61,41 ± 18,42 ms vanhemmilla; p<0.001) (Fig. 4).

Vääntömomentin vähennysnopeus ja MMG-vähennysnopeus (RRT ja RRMMG)

Stimuloidun supistuksen vetäytymisen jälkeisen vaimenemisvaiheen aikana maksimaalinen RRT nuorilla ja vanhoilla oli −110,4 ± 45,56 Nm/s ja −52,72 ± 32,12 Nm/s, mikä osoittaa tilastollisen eron ryhmien välillä ( riippumaton t-testi; p < 0.001). Näin ollen maksimaalinen RRMMG nuorilla (- 24,47 ± 10,95 mm/s) oli merkittävästi korkeampi kuin vanhoilla (-13,76 ± 6,54 mm/s) koehenkilöillä (riippumaton t-testi, p < 0,001). Kun tarkastellaan normalisoituja signaaleja, tulokset olivat samanlaisia. Kaksisuuntainen ANOVA paljasti merkittävän iän vaikutuksen (s<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).

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