Em formação

Perfil de um pé humano


Não tenho certeza se este é o lugar certo para fazer esta pergunta, então, por favor, me avise caso não seja. Minha pergunta é apenas por curiosidade.

Qual é a razão para o perfil curvo do pé humano?

Primeiro, um pouco de esclarecimento em termos leigos. Ao olhar para um pé humano de lado por dentro, você vê um arco ao longo do comprimento do pé, porém não existe tal arco quando olha do outro lado (imagine uma pegada e como ela tem uma curva por dentro e é plana sobre outra lado).

Procurei no Google a resposta. Perdoe minha falta de conhecimento do vernáculo / terminologias da biologia. Lendo um artigo wiki sobre Arcos do pé, eles descrevem os dois arcos - arco longitudinal e arco transversal. Na explicação para leigos que dei anteriormente, se entendi bem a anatomia, o arco transversal é o que leva à pegada moldada dessa maneira. Pelo que entendi, eles explicam como os arcos são responsáveis ​​pela rigidez do pé, semelhante a como os arcos de um edifício ajudam a suportar mais peso e menor deflexão em comparação com outras configurações. Além disso, o espaço sob a cúpula permite que o tecido mole elástico se espalhe e forneça uma superfície de contato suficiente para que o peso do corpo seja efetivamente distribuído. No arco transversal, dizem que cria uma meia cúpula e os dois pés juntos formam a cúpula completa. Porém, estruturalmente, eles não cumprirão o mesmo papel de uma cúpula completa, longe disso na minha humilde opinião. Alguém pode explicar o benefício estrutural da meia cúpula do arco transversal?


Mudanças ondulantes nos perfis de proteoma do plasma humano ao longo da vida

O envelhecimento é um fator de risco predominante para várias doenças crônicas que limitam o healthspan 1. Mecanismos de envelhecimento são, portanto, cada vez mais reconhecidos como potenciais alvos terapêuticos. O sangue de camundongos jovens reverte os aspectos do envelhecimento e da doença em vários tecidos 2-10, o que sustenta a hipótese de que as mudanças moleculares relacionadas à idade no sangue poderiam fornecer novos insights sobre a biologia das doenças relacionadas à idade. Medimos 2.925 proteínas plasmáticas de 4.263 adultos jovens a nonagenários (18-95 anos de idade) e desenvolvemos uma nova abordagem de bioinformática que descobriu alterações não lineares marcantes no proteoma plasmático humano com a idade. Ondas de mudanças no proteoma na quarta, sétima e oitava décadas de vida refletiram vias biológicas distintas e revelaram associações diferenciais com o genoma e o proteoma de doenças relacionadas à idade e características fenotípicas. Essa nova abordagem para o estudo do envelhecimento levou à identificação de assinaturas e caminhos inesperados que podem oferecer alvos potenciais para doenças relacionadas ao envelhecimento.

Declaração de conflito de interesse

Os autores declaram não haver interesses financeiros concorrentes.

Bonecos

Dados estendidos Fig. 1. Amostra demográfica

Dados estendidos Fig. 1. Amostra demográfica

Idade (a, b), coorte (a, b) e distribuições de sexo ...

Dados estendidos Fig. 2. Comparando idade e ...

Dados estendidos Fig. 2. Comparando efeitos de idade e sexo em coortes independentes

Dados estendidos Fig. 3. Investigação mais aprofundada de ...

Dados estendidos Fig. 3. Investigação mais aprofundada do relógio proteômico do envelhecimento

Dados estendidos Fig. 4. Proteínas e proteoma ...

Dados estendidos Fig. 4. Proteínas e ondulações de proteoma em coortes humanas independentes e em camundongos

Dados estendidos Fig. 5. Trajetórias de cluster em ...

Dados estendidos Fig. 5. Trajetórias de cluster em coortes independentes

Trajetórias de proteínas para os 8 clusters ...

Dados estendidos Fig. 6. Caminhos em clusters

Dados estendidos Fig. 6. Caminhos em clusters

O enriquecimento da via foi testado usando GO, Reactome e ...

Dados estendidos Fig. 7. Efeito da idade do DE-SWAN ...

Dados estendidos Fig. 7. Efeito de idade DE-SWAN para vários valores de corte de q, tamanho das janelas e depois ...

Dados estendidos Fig. 8. Associações cis e envelhecimento ...

Dados estendidos Fig. 8. Associações cis e ondas de envelhecimento

Enriquecimento para cis-associação nas ondas de ...

Figura 1:. A modelagem linear liga o plasma ...

Figura 1:. A modelagem linear liga o proteoma do plasma ao envelhecimento funcional e identifica um ...

Figura 2:. O agrupamento de trajetórias de proteínas identifica ...

Figura 2:. O agrupamento de trajetórias de proteínas identifica mudanças lineares e não lineares durante o envelhecimento.

Figura 3:. A análise da janela deslizante distingue as ondas ...

Figura 3:. A análise da janela deslizante distingue ondas de fatores de plasma do envelhecimento.

(a) Expressão diferencial - ...

Figura 4 :. Ondas de proteínas do envelhecimento são ...

Figura 4 :. Ondas de proteínas do envelhecimento estão diferencialmente ligadas ao genoma e proteoma de ...


Resumo

Os tendões são tecidos conjuntivos ricos em matriz especializados que transmitem forças do músculo ao osso e são essenciais para o movimento. Como tecidos que freqüentemente transferem grandes cargas mecânicas, os tendões são comumente lesados ​​em pacientes de todas as idades. Após a lesão, os tendões dos mamíferos cicatrizam precariamente por meio de um processo lento que forma tecido cicatricial fibrótico desorganizado com função biomecânica inferior. Os tratamentos atuais são limitados e os pacientes podem ficar com um tendão mais fraco, com probabilidade de rerruptura e maior chance de desenvolver doenças degenerativas. São necessários tratamentos alternativos mais eficazes. No entanto, nosso conhecimento atual da biologia do tendão permanece limitado. Aqui, enfatizamos por que expandir nosso conhecimento sobre o desenvolvimento, a cura e a regeneração do tendão é fundamental para o avanço da medicina regenerativa do tendão. Fornecemos uma revisão abrangente dos mecanismos atuais que regem o desenvolvimento e a cura do tendão e destacamos ainda o trabalho recente em modelos de tendão regenerativo, incluindo o rato neonatal e o peixe-zebra. É importante que discutamos como as descobertas presentes e futuras podem ser aplicadas tanto para aumentar os tratamentos atuais quanto para projetar novas estratégias para tratar lesões de tendão.


RESULTADOS

Padrões cinemáticos e EMG durante caminhada sobre pernas de pau

A Fig. 2 ilustra as mudanças nos parâmetros gerais da marcha durante a caminhada sobre pernas de pau em relação àqueles durante a marcha normal (sem pernas de pau) quando comparados nas mesmas velocidades absolutas. RM ANOVA detectou quais parâmetros eram significativamente diferentes entre as condições (com / sem palafitas, critério de P& lt0.05). Ou seja, com pernas de pau a duração do ciclo aumentou, a duração relativa da postura diminuiu e o comprimento da passada aumentou (Fig. 2). No entanto, é importante enfatizar que os aumentos no comprimento da passada foram significativamente menores do que aqueles previstos a partir do incremento proporcional do comprimento da perna (Fig. 2C, linha tracejada), consistente com estudos anteriores (Dominici et al., 2009 Singer et al., 2011). Todos os 10 sujeitos conseguiram andar sobre palafitas até 6 km h -1, enquanto apenas 8 deles alcançaram Vmax≥7 km h –1 e apenas um sujeito conseguia andar sobre palafitas a 8 km h –1. Caminhada normal foi registrada em todos os sujeitos a 7 km h –1 e em 7 sujeitos a 8 km h –1.

A análise da cinemática da marcha (Fig. 3) revelou que os segmentos da perna e do pé oscilavam drasticamente menos durante a caminhada sobre pernas de pau do que na caminhada normal (P& lt0.001 para ambos os segmentos), enquanto a amplitude do movimento da coxa era comparável nas duas condições de caminhada (P& gt0.05). Em resumo, a coordenação intersegmental mudou significativamente ao usar pernas de pau, fornecendo uma possível explicação para a modificação da relação intrínseca entre o comprimento da passada e o comprimento do membro (Fig. 2C).

Mudanças nos padrões cinemáticos durante a marcha sobre palafitas em relação à marcha normal. (A) Ângulos de elevação médios do segmento do conjunto (± s.d.) Em um sujeito caminhando a 5 km h –1 com e sem pernas de pau. (B) Amplitude pico a pico (± s.d., N= 10) dos ângulos de elevação em função da velocidade de caminhada. Observe as oscilações significativamente menores dos segmentos distais com pernas de pau (A, B).

Mudanças nos padrões cinemáticos durante a marcha sobre palafitas em relação à marcha normal. (A) Ângulos de elevação médios do segmento do conjunto (± s.d.) Em um sujeito caminhando a 5 km h –1 com e sem pernas de pau. (B) Amplitude pico a pico (± s.d., N= 10) dos ângulos de elevação em função da velocidade de caminhada. Observe as oscilações significativamente menores dos segmentos distais com pernas de pau (A, B).

A atividade EMG demonstrou mudanças não lineares comparáveis ​​com estudos anteriores (Dominici et al., 2009 Landy et al., 2009 Wu et al., 2009). Um exemplo de padrões EMG de média de conjunto em um sujeito representativo é mostrado na Fig. 4A. Durante a caminhada sobre pernas de pau, movimentos menores nos segmentos distais foram acompanhados por menor atividade EMG média no músculo TA (P& lt0.05), enquanto EMGs dos músculos da perna MG e proximais (RF, VL, BF e ST) mostraram amplitudes maiores com pernas de pau do que sem (P& lt0.05) (Fig. 4B).

Perfil metabólico (consumo de oxigênio) para caminhada sobre pernas de pau

O consumo médio de oxigênio ao longo de 1 minuto foi calculado assim que um estado metabólico estável foi alcançado (& gt3 minutos após o início do teste na esteira). Para obter o custo metabólico da locomoção, o consumo de oxigênio foi dividido pela massa do sujeito e normalizado por unidade de tempo (Fig. 5A, C) ou por unidade de distância (Fig. 5B, D). O custo metabólico por unidade de tempo foi um pouco maior durante a caminhada sobre palafitas e aumentou mais rapidamente com a velocidade de caminhada adimensional (Fig. 5C). A normalização para distância é normalmente usada para avaliar a velocidade ideal de locomoção. O normalizado2 o custo normalmente tem um mínimo em torno de Fr 0,25 durante a caminhada normal (Saibene e Minetti, 2003). Nossos resultados confirmaram essa noção (Fig. 5, média Fr 0,24) no entanto, eles demonstraram claramente uma redução significativa (P= 0,0005 emparelhado t-teste) velocidades adimensionais ideais durante caminhada sobre pernas de pau para todos os assuntos (média Fr 0,17, Fig. 5D), enquanto o custo metabólico mínimo ocorreu em uma velocidade absoluta semelhante com e sem palafitas (5,47 e 5,36 km h -1, respectivamente, Fig. 5B).

Os dados na Fig. 5 foram obtidos normalizando a velocidade de caminhada para o comprimento da perna (a distância vertical entre o GT e a sola durante a postura) usando o Fr número. Embora o comprimento da perna seja comumente usado para calcular Fr número (Saibene e Minetti, 2003), outros comprimentos podem ser mais apropriados. Por exemplo, o centro de massa (COM) está localizado mais alto que a articulação do quadril (aproximadamente no nível do ílio). Além disso, adicionar a massa extra das pernas de pau (2 × 1,5 kg) à perna pode deslocar levemente o COM. Portanto, verificamos se os principais achados mudariam significativamente após a normalização para a distância do pé de apoio à COM e não para o comprimento do membro. A COM foi estimada para cada sujeito por meio de medidas antropométricas (Ivanenko et al., 2004), levando em consideração o peso das pernas de pau. Este procedimento deslocou os resultados ligeiramente para baixo Fr números (tanto para marcha normal quanto para andar sobre pernas de pau). No entanto, mesmo após este ajuste, a velocidade de caminhada ideal absoluta ainda era significativa (P& lt0.001) mais lento para andar sobre pernas de pau. Assim, nossos achados (fig. 5) não dependeram se a normalização foi realizada no comprimento total do membro (perna + perna de pau) ou na distância entre o pé e a COM. Aqui, relatamos os resultados usando a normalização do comprimento do membro, uma vez que isso é comumente aceito na literatura.


DISCUSSÃO

O objetivo deste estudo foi triplo: primeiro, explorar as diferenças entre galope bípede e corrida, segundo, mostrar como a propulsão no galope é gerada e, terceiro, entender por que as pessoas não usam o galope espontaneamente para locomoção em estado estacionário.

Na primeira parte da discussão, as diferenças entre galope e corrida serão avaliadas. Na segunda parte, argumentamos que o galope utiliza principalmente o armazenamento de energia elástica e o recuo para minimizar o gasto energético da locomoção. Isso será seguido por uma explicação de por que os humanos não usam o galope para locomoção em estado estacionário e por que pode ser a marcha preferida em alta velocidade em animais.

Os resultados do teste de corrida estão de acordo com estudos de referência (Novacheck, 1998 Winter, 1983 Milliron e Cavanagh, 1990 Belli et al., 2002). Considerando a variabilidade intra e interindividual nas GRFs horizontais e verticais como uma medida líquida da variabilidade do movimento, constatou-se que a consistência do movimento é comparável entre as pernas correndo e galopando. Aparentemente, embora raramente seja usado, o galope é uma marcha familiar para os humanos. Além disso, energética do COMwb e a cinemática do galope são semelhantes às relatadas em estudos anteriores (Caldwell e Whitall, 1995 Whitall e Caldwell, 1992). Os dados de referência para momentos articulares e potência de galope existem apenas para a fase de balanço (Caldwell e Whitall, 1995). Os momentos articulares calculados e a potência durante o balanço deste estudo correspondem aos dados de referência encontrados naquele estudo.

Como no galope, uma perna é sempre mantida à frente da outra, representando diferentes configurações em relação ao COMwb na verdade, encontramos padrões de movimento e funções específicas para cada perna, o que concorda com os resultados anteriores (Whitall e Caldwell, 1992). Comparado com a corrida, o ponto onde a perna de fuga no galope toca o solo está mais perto do COMwb e quando esta perna sai do chão a distância horizontal com o COMwb é maior. O toque da perna dianteira está mais à frente do corpo e na posição horizontal do COMwb quase coincide com a do pé. Esta diferença no posicionamento do pé resulta em diferentes funções da perna (ver Introdução, hipótese i): (i) a perna traseira desacelera a velocidade para baixo do corpo durante a primeira parte do contato e a impulsiona para frente durante o push-off, (ii) o A perna dianteira faz o oposto: desacelera o movimento do corpo para a frente durante a primeira parte do contato e o levanta durante o push-off. Para impulsionar o corpo para frente, as transferências da perna traseira EPanela e Eparentes, v em Eparentes, f, enquanto a perna dianteira faz o oposto para erguer o corpo. Em contraste com a corrida, a perna de fuga do galope atinge o solo com o antepé, mas semelhante à corrida, o carregamento é aceito flexionando o tornozelo e o joelho (Novacheck, Inverno de 1998, Milliron de 1983 e Cavanagh, 1990 Belli et al., 2002). Durante a segunda parte do contato do pé, o tornozelo e o joelho são estendidos para impulsionar o corpo para a frente. A perna dianteira é mais flexionada (do que a perna traseira e a perna que corre) quando seu pé toca o solo e se flexiona ainda mais durante a primeira metade do contato, em comparação com as pernas que correm e correm atrás do galope. Durante o push-off, a perna se estende, deixando o solo com o mesmo ângulo de joelho do touchdown. No balanço, as pernas a galope são menos flexionadas do que na corrida para retorná-las à posição de ataque com os pés.

Gráficos de pizza mostrando a contribuição relativa (J kg −1) para o trabalho total negativo e positivo do membro pelas articulações do quadril (vermelho), joelho (verde) e tornozelo (azul) de um membro durante uma passada. Os tamanhos dos gráficos de pizza são escalados para o trabalho total absorvido / gerado por um membro, o valor do qual é sobreposto no gráfico de pizza (em J kg −1).

Gráficos de pizza mostrando a contribuição relativa (J kg −1) para o trabalho total negativo e positivo do membro pelas articulações do quadril (vermelho), joelho (verde) e tornozelo (azul) de um membro durante uma passada. Os tamanhos dos gráficos de pizza são escalados para o trabalho total absorvido / gerado por um membro, o valor do qual é sobreposto no gráfico de pizza (em J kg −1).

Outra hipótese levantada na introdução (hipótese ii) foi que durante o apoio a maior diferença ao nível da articulação está situada no quadril. Os resultados deste estudo confirmam esta hipótese. No contato com o pé, o quadril da perna de trás já está mais estendido do que na corrida e continua a se estender até a ponta do pé. O quadril da perna dianteira fica mais flexionado durante o contato. Os momentos extensor-flexores do quadril revelam a função da musculatura do quadril na locomoção bípede: equilibrar a massa acima da pelve durante o suporte (Winter et al., 1990 Winter, 1983 Winter, 1995) e controle da perna oscilante. Como durante a fase de apoio na corrida (Novacheck, Inverno de 1998, 1983), os momentos do quadril são momentos extensores, desde que os pés estejam na frente do COMwb, causando desaceleração do corpo, e tornam-se momentos flexores quando o COMwb passou a posição horizontal dos pés, facilitando o push-off. Durante o vôo, um momento extensor no quadril da perna traseira desacelera o movimento para a frente da perna traseira e a prepara para o contato do pé. Ao mesmo tempo, a perna dianteira balança para a frente por causa de um momento flexor no quadril. Os dois momentos se neutralizam, facilitando a estabilidade da parte superior do corpo. Devido ao posicionamento assimétrico do pé no galope, os momentos do quadril são maiores e distribuídos de forma diferente ao longo de um ciclo em comparação com a corrida.

Embora Minetti tenha concluído que no galope as duas estratégias básicas para economia de energia mecânica operam simultaneamente (Minetti, 1998), nenhuma prova experimental foi fornecida. O primeiro mecanismo básico de economia de energia consiste na troca entre EPanela e Eparente como ocorre em um pêndulo invertido (Cavagna et al., 1977). Se o corpo se comporta como um pêndulo invertido no galope, um aumento no EPanela deve ser acompanhado por uma diminuição em Eparente e vice-versa. No experimento atual, quando o pé traseiro tocou o solo, EPanela diminuiu, mas um aumento em Eparente só foi notado quando EPanela atingiu seu mínimo. Durante o contato da perna dianteira, uma sequência oposta foi observada: Eparente diminuiu durante a primeira parte do contato com o pé, mas EPanela só aumentou quando Eparente já estava no mínimo. Embora a 'recuperação de energia' - um parâmetro que reflete a capacidade de economizar energia mecânica por meio de movimentos pendulares (Cavagna et al., 1976) - para o galope é de 51 ± 10%, o que é alto, as pernas a galope não se comportam como pêndulos invertidos ( como argumentado acima) e pouca energia é economizada por uma troca entre Eparentes, f e EPanela. O segundo mecanismo básico de economia de energia é a troca entre a energia mecânica externa e a energia elástica, como em uma mola (Cavagna et al., 1977). Normalmente, o potencial para este mecanismo é identificado por um aumento e queda simultâneos em EPanela e Eparente do COMwb, como em execução. No galope, devido à configuração assimétrica das pernas, tal padrão não é observado, tornando o uso desse mecanismo de economia de energia não óbvio em nível de corpo inteiro. No entanto, a julgar pela cinemática e cinética conjunta, há potencial para armazenamento de energia elástica e recuo no galope. Para fazer uso da energia elástica, o encurtamento da unidade músculo-tendão deve ser precedido por um alongamento enquanto a força é desenvolvida, ou seja, a atividade concêntrica deve ser precedida pela atividade excêntrica (Van Ingen Schenau et al., 1997 Komi, 1992). Os dados atuais dos momentos do tornozelo e joelho e da força durante o galope (Figs. 5, 6) parecem estar de acordo com esse mecanismo de economia de energia. Durante o contato das pernas a galope, bem como das pernas em execução, com o solo, o trabalho positivo no tornozelo e no joelho é precedido por trabalho negativo. Embora as mudanças reais no comprimento do músculo sejam desconhecidas, parece razoável supor que a maior parte do trabalho negativo no tornozelo é armazenada como energia elástica e liberada durante o push-off (Ishikawa et al., 2007 Van Ingen Schenau et al., 1997 Komi, 1992), enquanto apenas uma parte do trabalho negativo no joelho é convertida em energia elástica (Sasaki e Neptune, 2006).

Gráficos de pizza mostrando a contribuição relativa (J kg −1) para o trabalho líquido negativo e positivo do membro pelas articulações do quadril (vermelho), joelho (verde) e tornozelo (azul) de um membro durante uma passada. Os tamanhos dos gráficos de pizza são escalados para trabalho líquido absorvido / gerado por um membro, o valor do qual é sobreposto no gráfico de pizza (em J kg −1).

Gráficos de pizza mostrando a contribuição relativa (J kg −1) para o trabalho líquido negativo e positivo do membro pelas articulações do quadril (vermelho), joelho (verde) e tornozelo (azul) de um membro durante uma passada. Os tamanhos dos gráficos de pizza são escalados para trabalho líquido absorvido / gerado por um membro, o valor do qual é sobreposto no gráfico de pizza (em J kg −1).

No galope, a perna dianteira funciona como uma vara elástica de salto, enquanto a perna traseira funciona da maneira inversa. A perna final converte EPanela e Eparentes, v em energia elástica que é liberada em Eparentes, f durante o push-off. Esse Eparentes, f é convertido em energia elástica pela perna dianteira e durante o push-off é liberado para EPanela e Eparentes, v. Em contraste com a hipótese iii (ver introdução), que afirmou que no galope os dois mecanismos de economia de energia estão operando simultaneamente, a maior parte da energia é economizada pela troca entre a energia mecânica e elástica e apenas um pouco de energia é economizada pela troca entre Eparente e EPanela.

O quarto objetivo do estudo foi investigar por que as pessoas não galopam espontaneamente para a locomoção em estado estacionário. Com base no conjunto de dados atual, duas explicações possíveis podem ser consideradas: a primeira envolve o custo metabólico de transporte e a segunda se refere ao estresse muscular local.

O galope é metabolicamente 24 ± 5% mais caro do que correr na mesma velocidade. O maior custo metabólico do galope pode estar relacionado a um aumento na geração de trabalho total e uma diferença na contribuição de potência.

Em uma passada, o trabalho total positivo e negativo no galope e na corrida são semelhantes, mas em relação à distância percorrida, 15 ± 7% a mais de trabalho é gerado durante o galope. Além da diferença na geração de trabalho, a contribuição das duas pernas para a potência total em galope e corrida também é diferente. Na corrida, cada membro absorve e gera uma quantidade igual de força negativa e positiva, enquanto no galope, devido à sua natureza assimétrica, a força é distribuída de forma desigual pelos dois membros (Fig. 7). A perna traseira gera apenas ± 35% da potência positiva média total, enquanto absorve ± 65% da potência negativa média total. Se houvesse uma troca perfeita de força excêntrica e concêntrica em uma perna, a força positiva gerada pela perna que estava atrás poderia ser completamente recuperada da força negativa. Na perna da frente, apenas ± 50% da potência positiva pode ser recuperada da potência negativa. A implicação é que pelo menos ± 0,50 J kg −1 m −1 deve ser gerado às custas da energia metabólica.

Além disso, a quantidade de energia absorvida e gerada é distribuída de forma diferente pelas juntas. No galope, a maior parte do trabalho é gerada no tornozelo da perna traseira e no tornozelo e quadril da perna dianteira. Na corrida, os tornozelos geram a maior parte do trabalho, enquanto ambos os quadris geram um pouco menos em comparação com o trabalho positivo realizado por ambos os quadris a galope (Fig. 7).

Assumindo que ao longo de uma passada e dentro de uma articulação, todo o trabalho negativo é temporariamente armazenado e recuperado em trabalho positivo (Fig. 8), na corrida o tornozelo e o quadril geram trabalho, enquanto o joelho absorve uma quantidade igual de trabalho. No galope, o joelho e o quadril da perna traseira absorvem o trabalho, enquanto pouco trabalho é gerado no tornozelo. Quase todo trabalho positivo no galope é gerado pelo tornozelo e quadril da perna dianteira. Devido à natureza assimétrica e à distribuição diferente de força entre as articulações, mais força é gerada pelos músculos proximais no galope do que na corrida. Os músculos proximais, como os extensores do quadril, não possuem tendões longos, como os encontrados nos músculos distais (Ker et al., 1988), o que torna a geração de energia mais custosa em comparação com a geração de energia no tornozelo. Lá, os tendões mais longos podem ocupar grande parte da alteração do comprimento músculo-tendão, fazendo com que as fibras musculares operem isometricamente ou em velocidades relativamente lentas, fornecendo força de maneira eficiente (Roberts, 2002 Roberts et al., 1997 Ishikawa et al. , 2007 Lichtwark et al., 2007).

O exame da força articular instantânea (Fig. 6) mostra que, durante o galope, a energia é realmente dissipada no quadril. Os flexores do quadril da perna traseira (HT1) absorvem grandes quantidades de energia, seguido por pouca geração de energia no início do balanço (HT2) Além disso, os perfis de força articular confirmam que, no galope, o quadril da perna dianteira gera uma grande quantidade de trabalho que não pode ser obtido com a energia elástica armazenada anteriormente. Durante o contato, os extensores do quadril geram muita força concêntrica (HL2) que é precedido por pouca atividade excêntrica (HL1) No final da fase de apoio, há uma pequena quantidade de atividade excêntrica dos flexores do quadril (HL3), que é novamente seguido por uma atividade concêntrica muito maior (HL4) Portanto, o armazenamento elástico e o retorno, se houver, serão mínimos. Em comparação com as ações do quadril durante a corrida, é provável que mais energia seja dissipada e gerada à custa da energia metabólica no galope. Tanto no galope quanto na corrida, os extensores do joelho primeiro mostram atividade excêntrica, que é seguida por igual (galope) ou menos (corrida) atividade concêntrica. Assim como nos joelhos, nos tornozelos ocorre um acoplamento excêntrico-concêntrico tanto para corrida quanto para galope. Os picos excêntricos e concêntricos são iguais em magnitude para o tornozelo da perna traseira, mas diferem em magnitude para o tornozelo da perna dianteira e para a perna corrida, com a atividade excêntrica sendo apenas cerca de 35% da atividade concêntrica subsequente.

Como tal, esses perfis temporais de força articular nas três articulações dos membros inferiores demonstram que, no galope, a orientação das pernas causa dissipação de energia através dos flexores do quadril da perna traseira e geração de energia metabólica cara pelos extensores do quadril da perna dianteira. Essa dissipação e geração de energia podem ser refletidas nos custos metabólicos mais elevados em comparação com a corrida.

É interessante notar que nossos achados têm alguma semelhança com o padrão de caminhada assimétrica de pessoas com hemiplegia causada por acidente vascular cerebral. Pesquisa de Teixeira-Salmela e colegas (Teixeira-Salmela et al., 2001) mostrou que a caminhada pós-AVC é caracterizada por uma distribuição assimétrica de força sobre as duas pernas. Uma grande proporção do trabalho total das pernas é gerada pelo quadril, cujo papel é auxiliar na propulsão e equilibrar a parte superior do corpo. Consistente com nossos achados para o galope, o aumento do trabalho no nível do quadril na marcha hemiplégica está associado a um aumento nos custos metabólicos (Lamontagne et al., 2007).

Deve-se reconhecer que um aumento na geração de força também pode afetar o custo do transporte. Biewener (Biewener, 1990) e Kram e Taylor (Kram e Taylor, 1990) argumentaram que a quantidade de força gerada pelos músculos determina o custo metabólico. Embora não possamos medir as forças musculares, os impulsos de reação do solo podem ser um bom substituto para as demandas relativas da força muscular. Levando isso em consideração e levando em consideração as diferenças no SL, a força total gerada por unidade de distância é 12% maior para galope do que para corrida e, portanto, também pode contribuir para o custo de transporte mais alto.

Como argumentado acima, o aumento relativo no custo metabólico do galope em comparação com a corrida a uma determinada velocidade (ou seja, o galope é ± 24% mais caro do que a corrida) é muito semelhante ao aumento relativo no custo mecânico de transporte (ou seja, o galope é 15% a mais caro). O custo mecânico mais alto do galope pode ser rastreado na análise segmentar até as diferenças que ocorrem principalmente nos quadris. Uma diferença entre galopar e correr é a presença da fase de duplo apoio (postura composta), como ao caminhar quando o COMwb é redirecionado (Kuo et al., 2005 Ruina et al., 2005 Lee et al., 2011). No nível do corpo inteiro (abordagem do centro de massa), esse redirecionamento tem um custo e parece plausível que o duplo apoio no galope explique os custos mais elevados de forma semelhante. No entanto, os presentes resultados mostram que o período de dupla postura é muito curto (± 0,024 s) e, mais importante, que não há redirecionamento do COMwb ocorre durante esta postura dupla (ou seja, nenhuma colisão cf. platô no EPanela perfil para galope na Fig. 2), sugerindo que os custos extras medidos não estão relacionados ao duplo apoio. Em um artigo recente, Lee e colegas propuseram um método para estimar os custos mecânicos (adimensionais) em uma passada de uma perspectiva colisional (Lee et al., 2011). Aplicado aos nossos resultados, este método, por um lado, confirma a sugestão acima (sem grandes custos relacionados à postura dupla), mas, por outro lado, fornece resultados intrigantes. Em uma passada, ambos os custos mecânicos do movimento [eq. 8 em Lee et al. (Lee et al., 2011)] e os ângulos de colisão equivalentes [eq. 7 em Lee et al. (Lee et al., 2011)] são menores para galope (0,22) do que para corrida (0,26). No entanto, quando normalizado para a distância percorrida, os custos são idênticos para as duas andadas (0,11 m −1). Isso contrasta com as razões metabólicas e segmentares-mecânicas (1,24 e 1,15 cf. acima) medidas neste estudo. À luz da abordagem da colisão, isso provavelmente aponta para uma melhor recuperação elástica durante a corrida em comparação com o galope, como também é sugerido pelas diferenças nas frações de colisão calculadas. Para corrida, a fração de colisão chega a 0,97, o que é consistente com o modelo SLIP compatível (Lee et al., 2011), enquanto para galope bípede a fração de colisão é igual a 0,78, semelhante ao que foi encontrado para quadrúpedes a galope (Lee et al., 2011). Uma resolução adicional desta questão está fora do escopo do presente estudo, mas pode ser relevante tendo em vista o desenvolvimento posterior da perspectiva de colisão da dinâmica da marcha (Lee et al., 2011).

Além do maior custo metabólico de transporte, um mecanismo mais local também pode determinar por que as pessoas não usam o galope. Em nosso segundo experimento, todos os participantes perceberam o galope em uma esteira como algo fisicamente exigente e desconfortável. Eles relataram sensação de fadiga e estresse muscular em ambas as coxas e quadris, fazendo com que quatro de 13 indivíduos parassem o padrão de galope precocemente, ou seja, eles não conseguiam manter o padrão de galope durante os 4 min. Durante o galope, a perna dianteira produz mais força do que a perna traseira ou que corre, o que significa que há um aumento na força muscular específica do volume por unidade de tempo e, portanto, maiores tensões musculares. É concebível que esse aumento na produção de força cause tensões e fadiga tão altas que nos colocamos em risco de uma lesão, de modo que o padrão de galope não pode ser mantido. De fato, a inspeção dos momentos articulares mostra que o momento extensor máximo do quadril e o impulso extensor angular do quadril na perna dianteira são maiores do que aqueles na perna traseira e em uma perna ativa, sugerindo maior estresse muscular e possivelmente induzindo fadiga dos extensores do quadril da perna dianteira. Para verificar isso, as tensões dos músculos extensores do quadril foram calculadas usando um método que combina braços de momento muscular publicados e áreas transversais fisiológicas com nossos próprios ângulos e momentos articulares medidos (Thorpe et al., 1998). Picos de tensões nos extensores do quadril da perna dianteira (84,7 kN m -2) foram quase duas vezes mais altas do que na perna traseira (43,8 kN m -2) e

1,75 vezes maior do que em uma perna de corrida (48,6 kN m -2). Assim, os diferentes movimentos e funções de ambas as pernas a galope causam tensões musculares locais elevadas e possível fadiga dos extensores do quadril da perna dianteira, o que pode ser uma segunda razão (embora não mutuamente exclusiva) pela qual as pessoas não selecionam o galope espontaneamente para o solo firme - locomoção estadual.

Thus, higher metabolic costs of transport as well as higher local muscular stress at the thigh and hip may be the reasons why people do not gallop for steady-state locomotion at higher speeds, which confirms hypothesis iv (see Introduction).

The finding that gallop in humans is metabolically more demanding than running at the same speed is in contrast with findings in horses, where gallop and trot have the same economy at similar speeds (Hoyt and Taylor, 1981 Minetti et al., 1999). This discrepancy may be related to the transfer of energy between the limbs and/or in the function of the hip and shoulder joint. Horses have a flexible spine that bends and extends during galloping strides. Alexander and colleagues suggested that this bending and extending serves as an energy-saving spring in gallop that transfers energy from the hindlimbs to the forelimbs and vice-versa (Alexander et al., 1985 Alexander, 1990 Alexander, 2002). In humans, such energy transfer is not possible. The implication is that energy dissipates at the hip of the trailing leg and energy needs to be generated by the hip of the leading leg. Moreover, stabilizing the mass on top of the limbs is less demanding in quadrupeds because most of the mass is situated between the hindlimbs and forelimbs, which may free the hip and shoulder of their balancing task and thus enhance their capacity to assist in propulsion (Lee et al., 1999 Usherwood and Wilson, 2005 Dutto et al., 2006 Williams et al., 2009).

Finally, the following limitations of this study should be noted. To assess muscle–tendon work, joint work was calculated by integrating joint power, which was calculated using inverse dynamics. Although this approach is commonly used, it is not without flaws. Joint work is an approximation of muscle–tendon work because it cannot take co-contraction of antagonistic muscles, biarticular muscle work and passive joint work into account. Muscle co-contractions cause the net moment to be smaller than the sum of the individual muscle flexor and extensor moments and thus underestimates joint work/muscle–tendon work. Biarticular muscles (because work is calculated at each joint separately) and passive joint work overestimate muscle–tendon work (Sasaki et al., 2009). The inverse dynamics approach is also unable to measure isometric muscle contractions that consume metabolic energy but are not taken into account in the joint mechanical work. Furthermore, the study focuses on the work absorbed and generated at the joints of the lower limbs. Joint power of, and work generated or absorbed by, the upper limbs were calculated but were considered small compared with those of the lower extremities and are therefore not reported. Another methodological limitation is that hip joint kinetics and therefore also work at the hips and total leg work were limited to four subjects because of practical limitations of the setup. However, as kinematics, GRFs and ankle and knee joint kinetics show similar patterns for all subjects and because joint kinetics link GRFs to whole-body behaviour, it seems very plausible that hip joint kinetics are similar for all subjects, too.

In conclusion, the present study showed that the specific configuration of galloping legs involves different hip actions and feet placement, giving galloping legs different functions. Although energy is saved by interchanging external mechanical and elastic energy, the metabolic cost of locomotion is higher for gallop than for run. This higher metabolic cost of gallop is caused by larger amounts of work generated per unit distance combined with a shift of power generation to more proximal joints. The asymmetrical pattern not only influences the metabolic cost of locomotion but also involves higher muscular stress at the hips, which may be another reason why humans do not use gallop for steady-state locomotion on level ground.


Effects of footwear and strike type on running economy

Propósito: This study tests if running economy differs in minimal shoes versus standard running shoes with cushioned elevated heels and arch supports and in forefoot versus rearfoot strike gaits.

Métodos: We measured the cost of transport (mL O(2)·kg(-1)·m(-1)) in subjects who habitually run in minimal shoes or barefoot while they were running at 3.0 m·s(-1) on a treadmill during forefoot and rearfoot striking while wearing minimal and standard shoes, controlling for shoe mass and stride frequency. Force and kinematic data were collected when subjects were shod and barefoot to quantify differences in knee flexion, arch strain, plantar flexor force production, and Achilles tendon-triceps surae strain.

Resultados: After controlling for stride frequency and shoe mass, runners were 2.41% more economical in the minimal-shoe condition when forefoot striking and 3.32% more economical in the minimal-shoe condition when rearfoot striking (P < 0.05). In contrast, forefoot and rearfoot striking did not differ significantly in cost for either minimal- or standard-shoe running. Arch strain was not measured in the shod condition but was significantly greater during forefoot than rearfoot striking when barefoot. Plantar flexor force output was significantly higher in forefoot than in rearfoot striking and in barefoot than in shod running. Achilles tendon-triceps surae strain and knee flexion were also lower in barefoot than in standard-shoe running.

Conclusões: Minimally shod runners are modestly but significantly more economical than traditionally shod runners regardless of strike type, after controlling for shoe mass and stride frequency. The likely cause of this difference is more elastic energy storage and release in the lower extremity during minimal-shoe running.


Transformative Research

Understanding the fundamental biological mechanisms of disease is a defining feature of Amgen's discovery research efforts—and a major contributor to the development of Amgen's deep and broad pipeline of potential new medicines. Amgen's "biology first" approach permits its scientists to first explore the complex molecular pathways of disease before determining what type of medicine, or modality, is most likely to deliver optimal efficacy and safety. With the advances in human genetics, Amgen continues to shed new light on the molecular roots of disease. Amgen subsidiary deCODE Genetics, a global leader in human genetics, is a powerful differentiator, greatly improving how we identify and validate human disease targets.


Human Body Ratios

Introdução
Our bodies are amazing! They are full of mysteries and surprising facts such as this one: Did you know that you are about a centimeter taller in the morning, when you have just woken up after hours of lying down, than you are in the evening? You might never have noticed it. These interesting facts only reveal themselves when you look closely, measure and compare. That is what this activity is about: recording, comparing and discovering how the human body measures up!

Fundo
Did you know that human bodies come in all sizes and forms? When you start measuring them, however, you will find our bodies show surprising similarities&mdashand even more surprisingly, we can express these with mathematical concepts.

For one thing, our bodies are quite symmetrical. When you draw a vertical line down the center of a body, the left and right sides are almost mirror images of each other. Human bodies also show interesting ratios. Ratios compare two quantities, like the size of one part of the body to the size of another part, or to the size of the whole. An example of a human body ratio is a person's arm span&mdashthe distance from the middle fingertip of the left hand to that of the right hand when stretching out both arms horizontally&mdashto their height. This ratio is approximately a one to one ratio, meaning that a person&rsquos arm span is about equal to their height. There are many more human body ratios some are independent of age, and others change as we grow from a baby to an adult.

Wondering who would be interested in these ratios? Artists are avid users of human body ratios, because it helps them draw realistic-looking figures. They are also used in the medical world a sizable deviation from a human body ratio can indicate a body that does not develop according to expectations. In this science activity we will examine some human body ratios and, if you like, we can explore how they can help you draw more realistic-looking figures.

  • Fio
  • Tesoura
  • A hardcover book
  • A helper
  • Pen and paper (optional)
  • Measuring tape (optional)


Preparação

  • To compare the length of different parts of your body with your height, we will first create a string the length of your height. Take off your shoes. The easiest way is to lie on the ground with your heels pressing against a wall. Look straight up and have your helper place a hardcover book flat against the top of your head, resting on the ground. Get out from under the book and, together, span the yarn across the floor from the wall to the book, cutting the yarn just where it reaches it. Now you have a piece of yarn that is as long as you are tall. (If lying on the ground is not possible, you can also stand flat on the floor against the wall and have the book rest on top of your head and against the wall.)
  • First, we examine your arm span to height ratio. Your arm span is the distance between the middle fingertips on each hand when you stretch your arms out as far as they can reach. How do you think your height compares with your arm span? Would it be similar, way longer or way shorter?
  • Now stretch your arms out as far as they can reach. Your arms will be parallel to the ground. Hold one end of the piece of yarn you just cut off with the fingertips of your left hand. Let your helper span the yarn toward the tip of your right hand's middle finger. Is piece long enough, way longer or way too short?What does this tell you about how your arm span compares to your height?
  • For most people, their arm span is about equal to their height. Mathematicians say the arm span to height ratio is one to one: your arm span goes once into your height.
  • Now let&rsquos explore another ratio: the length of your femur bone to your height. The femur bone is the only bone in your thigh. To measure its length, sit down and span a new piece of yarn over your thigh from the hip joint to the edge of your knee and cut the yarn there.
  • Make an estimate. How many times would this piece of yarn go into the piece that is as long as you are tall? Can you find a way to test your estimate?
  • There are several ways to compare the length of the two pieces of yarn: You might cut several pieces of the length of your shorter string, lay them end to end next to your longer piece, and count how many you need. Another way is to fold the longer string into equal parts so the length of the folded string equals the length of the shorter string. The number of folds needed is exactly the number of times your shorter string goes into your longer string.
  • Did you see that the length of your femur bone goes about four times into your height? You can also say that if you divide your height in four equal pieces, you have the length of your femur bone, or the length of your femur bone is one fourth of your height. Mathematicians call this a one to four ratio.
  • Now let&rsquos move on to a ratio that might help you make more realistic drawings: the head to body ratio. How many times would the length of your head fit into your height? Maybe four, six or eight times? To test six times, fold the yarn with length equaling your height into six equal pieces. Have your helper place a book flat on your head and hang the folded string from the side of the book. If the other end of the string is about level with your chin, your height would be about six times the length of your head, or your head to body ratio would be one to six. Which number of folds fits best for you?
  • There are many more bodily ratios you can explore: the circumference of your head compared with your height, or the length ratios of your forearm and foot or thumb and hand. Use pieces of yarn to measure, compare and detect these and/or your other bodily ratios.
  • Extra: You have explored some ratios in your body and might wonder if these hold for other people as well. Do you think they hold for most people of your age? What about adults or babies? Do you think these ratios hold for them or would some be different? Make a hypothesis, find some volunteers, measure and compare. Was your hypothesis correct?
  • Extra: This activity uses pieces of yarn to compare lengths. You can also measure your height, arm span, femur bone, etcetera with measuring tape, round the values and write the ratios as fractions. Can you find a way to simplify these fractions?
  • Extra: Draw some stick figures on a sheet of paper. Can you apply some of the bodily ratios you explored (like the arm span to height or the head to body ratio) to the figures?Which ones look most realistic to you?
  • Extra: Ratios are all around us. Can you find other places where ratios play an important role? To get you started, think about a recipe and the ratio of the quantity of one ingredient to another. For avid bikers, can you find the ratios that correspond to the different gears on a bike?


Observações e resultados
You probably found your arm span to height ratio approximately to be one to one whereas the femur to height was approximately one to four. This is expected because on average and over a large age range the human body has an arm span that is roughly equal to its height and a femur bone roughly a quarter of its height.

The head to body ratio is a little more complex as it changes from a ratio of about one to four for a small child to about one to eight for an adult. A five-year-old is likely to have a head to body ratio of about one to six.

It is good to remember these ratios are averages over a large group of people. Individual variations occur some might even be used to one&rsquos advantage&mdashfor example, having exceptionally long arms can be advantageous when playing basketball.

Esta atividade trouxe a você em parceria com a Science Buddies


Métodos

Sample.

The Hadza are a traditional hunter-gatherer population inhabiting the Lake Eyasi region of northern Tanzania (52, 53). This region is a seasonal savannah-woodland habitat. Data collection for this study took place during the dry season of 2015 (June/July). Although there are a mix of subsistence strategies currently used by Hadza individuals across the region, individuals included in this study continue to live in traditional ways and foraged daily for wild resources. During our study, people acquired honey, small game, large game, berries, baobab, and tubers. By weight, only 3% of their diet (recorded in daily food returns) was not wild foods.

Participants were recruited from the camp of Sengeli (n = 28 nmacho = 16, nfêmea = 12 age range = 18–61 y) to wear activPal accelerometers (Pal Technologies Ltd.) affixed to their thigh. These devices were wrapped in latex to make them water-resistant and were taped to the anterior thigh. Participants were asked to wear them for 8 d. Tape was reapplied when needed, but no devices were removed during the course of data collection. Approval for this research was provided by all governing organizations (Institutional Review Boards at Yale University, Hunter College, and the University of Arizona The Tanzania Commission for Science and Technology and the National Institute for Medical Research in Tanzania). All subjects provided their informed consent prior to participating in this project.

Accelerometry.

Accelerometry data were processed into 15-s epochs using activPal software. ActivPal software provides time spent in sedentary postures, standing, stepping, and number of transitions from sitting to standing within each 15-s epoch. We define sedentary behavior as time spent in nonambulatory postures, which exclude standing and walking. These data were imported into R statistical computing environment (R version 3.5.1) for further processing. Using output from activPal software, we calculated total time spent inactive during waking periods, with waking time determined using two methods. First, following methods detailed by Chastin et al. (31), we determined waking and sleeping onset directly from accelerometer data. Sleep onset was considered the end of the last standing event after 2100 that was followed by at least 3 h of nonupright posture. Waking onset was the first standing event that followed 2 h of continuous inactive posture between 0000 and 0900. Second, we used average sleep and wake onsets taken from Yetish et al.’s (54) and Samson et al.’s (55) previous studies of Hadza sleep patterns using wrist-worn accelerometry. All activity and nonambulatory variables of interest were then calculated for each day of waking hours, with all days included in statistical analyses below. On 1 d, we note that five individuals used a car for transportation to a community meeting, and these days for these individuals were removed from the analysis. Finally, time spent in MVPA was calculated as time spent above a 100 steps per min threshold following Barreira et al. (32). We determined both total MVPA and MVPA in bouts that lasted for at least 10 consecutive minutes.

Posture Observation.

Instantaneous scan sampling was used to record postural data for all individuals in camp who wore activPal accelerometers throughout the day. For 12 h, beginning at 0700, scan samples were taken every hour and postures of all individuals in camp were recorded. Postures were documented using a modified typology developed by Hewes (29) and were categorized as lying down, ground sitting, squatting, kneeling, and chair sitting. Lying down included postures where individuals had the majority of the body in ground contact, lying on either the back or front. Ground-sitting postures were any nonambulatory posture that included the buttocks in contact with the ground. Squatting included two postures: heels down with buttocks elevated off the ground and knees flexed so that the thigh and shank are in contact, and heels down with buttocks rested on a small rock and knees flexed so that the thigh and shank are in contact (an assisted squat). Kneeling included postures where the anterior shank was in contact with the ground, knees are flexed, and buttocks rests on the posterior shank. Chair sitting is any posture that resembles Western-style chair sitting that can include sitting on a rock, log, or mound with knees flexed to ∼90°. For this study, we include analysis of individuals that also wore activPal devices. Scan samples were conducted for all 8 d of accelerometer wear leading to 96 scans and a total of 2,396 postures observed.

Muscle activity was measured using portable EMG with wireless surface electrodes (Delsys). Electrodes were affixed to the skin overlying the following muscles: vastus lateralis (left and right), soleus (left and right), tibialis anterior (right). Data were collected at 1,000 Hz and were bandpass filtered (20–450 Hz). EMG trial order was randomized for each participant. Each trial lasted for 2 min, and subjects were asked to maintain inactive postures throughout the entire trial. EMG data were collected in the following trials: squatting (heels down), assisted squatting (squatting with buttocks supported by a small rock), ground sitting in two postures commonly found in this population (with legs flexed to the side and with legs crossed in front), and chair sitting with the back supported by a backrest. We also collected EMG data during 2-min walking trials where subjects walked at a self-determined usual walking pace. We used a 30-s window of EMG data for this analysis that began 1 min into each trial. Thus, we captured EMG of muscles after they had accommodated to each posture and prior to the anticipation of the trial end. For each 30-s window, we rectified the signal and normalized each muscle’s EMG magnitude by dividing by the average rectified magnitude for a given muscle calculated during the walking trial (normalized values were multiplied by 100 to convert to percent of walking magnitudes). We chose to normalize EMG data using walking trials because, while we attempted to elicit maximum voluntary contractions for each muscle, this process proved difficult for most participants to execute. Use of walking data ensured more consistent normalization across participants.

Blood Biomarkers.

We used portable professional blood test devices (CardioChek PA, Polymer Technology Systems, Inc., and Contour OneTouch, Ascensia Diabetes Care) to measure blood lipids and fasting glucose during the 2015 and October 2019 field seasons (OneTouch devices were used for glucose measurements only during the 2019 field season see Apêndice SI, Tabela S1). Calibration of the devices occurred prior to each measurement session. For glucose and blood lipids in 2015, and blood lipids in 2019, we collected fingerstick capillary whole blood samples and analyzed them using the CardioChek point of care meter following package instructions. Based on recent studies, the CardioChek system provides results that are within 10% of serum reference values for all blood lipids (56). We measured total cholesterol, high-density lipoprotein (HDL) levels, triglyceride levels, and calculated low-density lipoprotein (LDL) levels from total cholesterol, HDL, and triglyceride values by following ref. 57. Note that the CardioChek does not calculate values of total cholesterol below 100 mg/dL, triglycerides below 50 mg/dL, or HDL below 20 mg/dL. In cases where these values fell below the threshold for measurement, the next lowest value was imputed (e.g., total cholesterol of <100 was imputed as 99 HDL <20 was imputed as 19) for calculation of group means. LDL was calculated using the Friedewald equation (LDL = Total Cholesterol –HDL Triglycerides/5), which has been shown to be accurate in populations, like the Hadza, with low triglycerides (57). Group means should therefore be considered upper bounds for estimated blood biomarkers of CVD risk. In the 2019 field season, fasting glucose measurements were collected using the OneTouch device following manufacturer guidelines. Complete blood biomarker data for these individuals are found in Apêndice SI, Table S1, and overlap between the blood biomarker and actigraphy samples is noted in the table.

Estatisticas.

To account for repeated measurements of accelerometry data on consecutive days, linear mixed effects models (LMM) were used to compare time spent in nonambulatory postures across individuals, with participant and accelerometer wear-day included as random effects and sex and age included in models as fixed effects. We used a χ 2 test to analyze proportion of time spent in different postures and adjusted P values using false discovery rate (FDR) to account for multiple pairwise comparisons. EMG data were analyzed using LMMs to account for repeated measurements on the same individuals, and we adjusted P values using FDR to account for multiple pairwise comparisons between resting postures. For EMG data, participant was included in the model as a random effect (random intercept), and sex and age were included as fixed effects. All statistics were performed in R statistical computing (version 3.5.1) using the lme4, mulcomp, and RVAideMemoire packages. All datasets generated during and/or analyzed during the current study are available from the corresponding author on reasonable request.


Assista o vídeo: Pé perfil- Posicionamento Radiográfico complementar RADIOLOGIA (Janeiro 2022).