Биомеханическое обоснование системы коррекции ходьбы на протезе бедра посредством электрической стимуляции мышц с адаптацией по темпу тема автореферата и диссертации по механике, 01.02.08 ВАК РФ

МИНИСТЕРСТВО СОЦИАЛЬНОЙ ЗАЩИТЫ НАСЕЛЕНИЯ РФ

ЦЕНТРАЛЬНЫЙ ОРДЕНА ТРУДОВОГО КРАСНОГО ЗНАМЕНИ НАУЧНО-ИССЛЕДОВАТЕЛЬСКИЙ ИНСТИТУТ РГ Б О ДПРОТЕЗИРОВАНИЯ И ПРОТЕЗОСТРОЕНИЯ

- ' На правах рукописи

УДК 612.766

НЕЧАЕВА Галина Николаевна

БИОМЕХАНИЧЕСКОЕ ОБОСНОВАНИЕ СИСТЕМЫ

КОРРЕКЦИИ ХОДЬБЫ НА ПРОТЕЗЕ БЕДРА ПОСРЕДСТВОМ ЭЛЕКТРИЧЕСКОЙ СТИМУЛЯЦИИ МЫШЦ С АДАПТАЦИЕЙ ПО ТЕМПУ

Специальность 01.02.08 - биомеханика

АВТОРЕФЕРАТ

диссертации на соискание ученей степени кандидата технических наук

Москва 1994

Работа выполнена в Центральном ордена Трудового Красного Знамени научно-исследовательском институте протезирования и протезостроения Министерства социальной защиты населения РФ

Научные руководители: доктор технических наук, профессор Б.С.Фарбер доктор медицинских наук, профессор А.С.Витензон

Официальные оппоненты: кандидат технических наук A.B.Саранцев доктор биологических наук Я.Л.Славуцкий

Ведущая организация - Центральный научно-исследовательский институт травматологии и ортопедии им.H.H.Приорова

Защита диссертации состоится t-Ъ 1994 г.

в часов на заседании Специализированного совета Д 123.02.01 в Центральном ордена Трудового Красного Знамени научно-исследовательском институте протезирования и протезостроения (ЦНИИШ) по адресу: 127486, г.Москва, ул.И.Сусанина, дом 3.

С диссертацией можно ознакомиться в библиотеке ЦНИИШ.

Автореферат разослан nZ0" S&UtfdJbX 1994 г.

/ -

Ученый секретарь /

Специализированного совета у/ / Д 123.02.01, канд.техн.наук^^^^ Н.Г.Никитин

ОШЛ ХАРАКТЕРИСТИКА РАБОТЫ

Актуальность работы. Улучшение качества протезирования после ампутации нижних конечностей является важной задачей для физической и социальной реабилитации инвалидов. Несмотря на несомненные успехи в области протезирования указанного контингента больных, необходимо выделить проблему повышения активного участия мышц культи бедра в локомоторном процессе. Улучшение структуры ходьбы на протезе бедра с одновременным повышением функциональных качеств культи бедра представляет значительный интерес.

Известно, что при ходьбе на протезе бедра существует дефицит деятельности мыиц, являщийся следствием их утраты, усечения 'или ослабления в результате неправильного функционирования в самом локомоторном акте (А.С.Ьитензон с соавт., 15Ь5). Современные конструкции протезов бедра в осноеном "не предусматривают" активную работу мышц культи при ходьбе. Компенсация утраченных функций конечности решается с помощью разработки новых конструкций протезно-ортопедических средств.

Наряду с этим в настоящее время появилась возможность применить принципиально новый метод, заключающийся з искусственной коррекции движений при ходьбе инвалидов на протезе бедра посредством электрической стимуляции мышц ОСЬ'.) усеченной конечности (Н.И.Кон-драдшн с соавт., 1984). При этом должен соблюдаться принцип синхронности искусственного возбуждения и естественного сокращения мышц, выполнявших определенное движение ери ходьбе. Фазовое соответствие оказывается особенно важным при ходьбе инвалидов на протезе бедра в разном темпе, когда доштельность ЭС воздействия на мышцы культи при быстром и медленном теше отличается почти вдвое (А,С.Витензон, Г.Н.Нечаева, 1986).

Преимущественным объектом коррекции являются мышцы разгибатели, работа которых направлена иа перемещение тела и сохранение устойчивости при ходьбе (А.С.Витензон, 1979). Коррекционный эффект при ходьбе на протезе бедра с ЭСМ обусловлен созданием дополнительного момента мышечных сил культи относительно тазобедренного сустава в фазу его разгибания. В результате увеличиваются

продольная и вертикальная составлятоие опорной реакции при переднем и задком толчке протезированной конечности, опороспособность, ходьба инвалидов становятся более симметричной, снижается энерготраты, уменьшаются компенсаторные движения и перегрузки.

Существующие в настоящее врем корректоры движения на протезе бедра но являются адаптивными по параметрам электростимуляции к темпу ходьбы, lie выясненными являются вопросы определения дефицита мцшчной функции и количественная оценка его уменьшения за счет применения ОСМ. Коррекционный эффект ходьбы на протезе бедра будет наилучшим при обеспечении для любого темпа правильной амплитудно-временной программы cjC*.' .

Цель тбогц. Биомеханическое обоснование и разработка струх-1уры системы коррекции ходьбы на протезе бедра посредством ЭЯ<1 с адаптацией по темпу, обеспечивающей устойчивость в фазу опоры на протезированную конечность, увеличение опорной реакции в фазу переднего и заднего толчков, а также симметричность движений и уменьшение энерготрат при ходьбе.

Для достижения намеченной цели поставлены следующие задачи:

- установление с помощью биомеханических и электрофизиологических исследований временной и амплитудной зависимостей программы ЭСМ от темпа ходьбы на протезе бодра;

- математическое моделирование ходьбы в норме и на протезе бедра для определения зависимости биомеханических характеристик от темпа ходьбы и их оптимизация;

- экспериментальное измерение момента мышечных сил культи и биомеханических характеристик ходьбы на протезе бедра в разном темпе и определение их зависимости от параметров ЭСЫ;

- определение дефицита мышечной функции культи бедра и параметров ЭСЫ для его устранения на основе теоретических и экспериментальных исследований;

- выбор, обоснование и экспериментальная проверка способа синхронизации ЭОЛ с фазами цикла при ходьбе на протезе бедра в разном темпе;

- разработка на основании результатов теоретических и экспериментальных исследований структуры системы коррекции, адаптированной к темпу ходьбы на протезе бедра.

Метолн исследований. Поставленные задачи решались путем сочетания теоретических и экспериментальных методов исследования.

В теоретических исследованиях применен метод математического моделирования с использованием средств вычислительной техники для исследования моделей, описывающих ходьбу в норме и на протезе бедра, и метод нахождения аналитической зависимости программы ЭСМ ох темпа ходьбы, основанный на вычислении ортогонального многочлена Чебышева и интерполяционного многочлена в форме требования "близости в среднем".

Из методик экспериментальных исследований в работе применены: подография» потенциометрическая регистрация межзвенных углов с помощью трехосных гониометров, дикамография, электронография, тензометрия.

Обработка результатов исследований и расчеты по математическому моделированию проведены с применением ЭВМ.

Научная новизна. На основании биомеханических и электрофизиологических исследований дано обоснование программы коррекции.ходьбы на протезе бедра с адаптацией по темпу.

Разработана математическая модель ходьбы человека в норме и на протезе бедра с использованием метода параметрической оптимизации функционала энерготрат, с помощью которой установлены:

- зависимости момента мышечных сил бедра и культи бедра относительно тазобедренного сустава от темпа ходьбы;

- зависимость энерготрат от темпа ходьбы в норме и на протезе бедра.

С помощью физического моделирования ходьбы инвалида на протезе-приборе :

- проведена экспериментальная проверка зависимости момента мышечных сил культи бедра относительно тазобедренного сустава от ммпа ходьбы;

- установлена зависимость момента мышечных сил культи бедра относительно тазобедренного сустава от параметров ЭСМ.

На основании теоретических и экспериментальных исследований определен дефицит мышечных соя культи бедра и параметры ЭШ для ег< устранения.

Дано обоснование способа синхронизации ЭШ о фазами цикла, обеспечиващего включение в отключение програшы ЭСМ в зависимости от темпа ходьбы на протезе бедра.

Практическая ценность работы. На основе проведенных теоретических и экспериментальных исследований разработаны структурная и Принципиальная схемы системы коррекции ходьбы на протезе бедра о

адаптацией по темпу.

Разработаны конструкции коленного и голеностопного датчиков синхронизации, обеспечивающих включение и отключение программы ЭСМ в определенные фазы цикла.

Разработан коленный узел с установленной на нем тензометри-ческой системой.

Уготовлены макетные образцы протезов бедра с тензо- и син-хродатчиками и макетный образец системы коррекции ходьбы на протезе бедра с адаптацией по темпу.

Реализация результатов исследования. Результаты проведенных исследований и разработки использованы в плановых темах ЦНИИПП: НИР .№5-83 "Система коррекции ходьбы на протезах шиша конечностей посредством электрической стимуляции мышц" ГР й 81077285; НИР №25-90, ОКР $32-91 "Ортопедический аппарат, адаптируемый к функциональному состоянию мыпц нижней конечности" ГР Л 01.9.10 О 18522;

НИР ^26-90 "Биомеханические рекомендации по разработке усовершенствованных систем коррекции движений посредством электростимуляции мышц при патологической ходьбе" ГР Ге 01.9.10 0 18528.

Система коррекции ходьбы на протезе бедра с адаптацией по темпу внедрена и используется в лаборатории биомеханики ЩШИПП.

Апробация работы. Основные положения диссертации доложены и обсуждены:

на конференции молодьх ученых ЦНИИПЛ, Л1ШШ, УкрНИШ (Москва, ЦНИИПП, 1984);

на юбилейной научно-практической конференции - ЦНИИПП-50, СПбНИИП-75 (Москва, ЦНИИПП, 1994).

Публикации. По теме диссертации опубликовано 9 печатных работ, в числе которых 3 авторских свидетельства на изобретения.

Структура и объем работы. Диссертация состоит из введения, 6 глав, заключения, выводов, списка литературы, приложения. Работа изложена на 193 страницах машинописи (в том числе 108 страниц собственно текста), иллюстрирована 24 таблицами и 37 рисун-! ками. Список литературы включает 134 названия, из которых 32 на иностранных языках.

СОДЕРЖАНИЕ РАБОТЫ

Во введении обоснована актуальность работы, сформулированы задачи исследования и методы, примененные при решении поставленных задач.

АНАЛИТИЧЕСКИЙ ОБЗОР

В аналитическом обзоре литературы представлен анализ отечественной и зарубежной литературы о ходьбе инвалидов на протезе бедра, способах'улучшения функции ослабленных мышц культи бедра, применении электрической стимуляции мышц для коррекции ходьбы инвалидов на протезах.

В последние годы выдвинута концепция (А.С.Витензон, 1982), согласно которой основным показанием к применении искусственной системы коррекции движений при ходьбе является дефицит мышечной функции (ДЛФ) любого происхождения. После ампутации конечности на разном уровне при использовании протезов обязательным условием применения искусственной системы коррекции движений является сохранившаяся способность мышц к возбуждению и сокращению при воздействии внешних управляющих (электрических) стгалулов, достаточная для данного двигательного акта подвижность в суставах.

По-видимому, наиболее эффективными методами определения ДЛФ и изучения взаимосвязи между параметрами ЭСМ и ДОФ являются методы математического и физического моделирования ходьбы человека на протезе бедра. Это оказывается особенно актуальным при изучении ходьбы инвалидов на протезе бедра в разном теше.

Показаны положительные стороны и недостатки существующих систем коррекции ходьбы.

Проведенный критический анализ позволил обосновать цель работы и сформулировать задачи исследования, отмеченные выше.

МЕТОДИКИ ИССЛЕДОВАНИЯ

В работе использованы следующие методики исследования:

1. Для получения комплексной количественной характеристики ходьбы использованы электроподография, электрогониография, электродинаыография, количественная электрошография.

2, Для определения зависимости биомеханических и электрофизиологических параметров от тейпа ходьбы на протезе бедра рассматривали четыре темпа ходьбы от 60 до 100 шаг/мин. Точность воспроизведения темпа контролировали по подограмме. По результатам осредненных данных строили графики изменения тазобедренного,, ко-

лонного и голеностопного углов протезированной конечности для четырех темпов. Замеряли длительность работы мышц-разгибателей тазобедренного сустава протезированной конечности в конце фазы переноса и в фазу опоры, а также среднюю электрическую активность мышц за указанный интервал длительности и за цикл ходьбы.

Графики средней электрической активности мышц строили в обычной и приведенной системе координат.-В последнем случае за единицу отсчета принимали величину средней электрической активности мьшщ при максимальном темпе.

3. Метод определения моментов мышечных сил с помощью математического моделирования ходьбы человека в норме и на протезе бедра. При определении суставных моментов, моделирующих мышечные усилия в сагиттальной плоскости, полагается параметрически заданным закон движения модели. Универсальным критерием качества ходьбы служит энергетический. Под энерготратами понимается суммарная рабо- . та суставных моментов за цикл ходьбы.

4. Метод измерения момента мышечных сил культи, действующего на протез. Измерение действующего при ходьбе момента мышечных сил культи бедра осуществлено на специальном протезе-приборе, состоящем из приемной гильзы бедра, имеющей возможность вращаться относительно тазобедренного сустава на оси, которая жестко соединена с чашкой коленного узла протеза. На коленном узле укреплены два упругих элемента, воспринимающих усилия от приемной гильзы при движении ее в сагиттальной плоскости. В качестве упругой системы взято тонкостенное кольцо с наклеенными проволочными датчиками, соединенными в мостовую схему, которые подключены к двум шлейфам осциллографа. Диагонали каждого моста включаются соответственно на блок питания АГАТ и через тензоусилитель ТОПАЗ-4 на шлейфный осциллограф. Тарировка колец производится после их установки на протезе-приборе.

Собранный по индивидуальной схеме построения для определенного инвалида протез-прибор позволил провести серию экспериментов по определению зависимостей момента мышечных сил культи от темпа • ходьбы и параметров электрической., стимуляции мышц. Амплитудная и временная программы электрической стимуляции-задаются соответственно длительностями импульса и стимулирующего воздействия. Исследования проводились для четырех темпов ходьбы от 60 до 100 шаг/мин. Изменение параметров электростимуляции осуществляли в пределах

60 - 100 мкс для длительности импульса и 0,4 - 1,0 с для длительности электростимулирующего сигнала при амплитуде м.шульсов до 60 В и частоте следования до 50 Гц.

5. Измерение силы и электрической активности шц нижних конечностей в изометрическом режиме при максшальном усилии. Установка для измерения сшщ состояла из динамометра, тензометричес-кого усилителя и стрелочного прибора МП-08. Установка для измерения электрической активности состояла из усилителя биопотенциалов УБШ-01, электронного интегратора, прибора счетного однока-нального Пс0^-02, электронно-лучевого осциллографа. Измеряли электретескую активность следующих мышц: большой и средней ягодичных, полусухожильной и двуглавой культи бодра. Исследования проводили до и после курса коррекции.

БИОМЕХАНИЧЕСКИЕ И ЭЛЕКТР0ФЮЮЛ0П1ЧЕСКИЕ ОБОСНОВАНШ

ПРОГРАММ КОРРЕКЦИИ ХОДЬШ НА ПРОТЕЗЕ БНДРА С АДАПТАЦИЕЙ ПО ТН.ШУ

Глава посвящена рассмотрению биомеханических и электрофизиологических характеристик ходьбы в норме и на протезе бедра для четырех темпов ходьбы от 60 до 100 шаг/мин. Особое внимание уде-т лено исследованиям (на пяти повторно протезируемых инвалидах) кинематических и элвктрофизиологяческих характеристик протезированной конечности при ходьбе в разном темпе на протезе бедра.

Проведенные исследования подтвердили данные о том, что изменение темпа ходьбы существенно не влияет на ее биомеханическую и иннервадионную структуру (А.С.Витензон с соавт., 1978). При ходьбе в разном темпе фазировка подограмм и форма кривых угловых перемещений в основных сочленениях протезированной конечности на претерпевает значительных изменений. С повышением темпа заметно лишь возрастание амплитуды межзвенных углов и некоторое смещение экстремальных точек кривых влево вдоль оси времени, т.е. к началу локомоторного цикла. Прирост величины утлов при ускорении ходьбы связан прежде всего с увеличением длины шага, которое обычно сопровождает повышение темпа передвижения (А.С.Витензон, Н.В.Баскакова, 1975). Следовательно, малый прирост углов в тазобедренном суставе (ТБС) и голеностопном шарнире (ГСШ) в диапазоне темпов от 60 до 100 шаг/мин означает, что при ходьбе на протезе бедра практически не происходит увеличения длины шага. Другой механизм имеет увеличение угла сгибания в коленном шарнире (КШ) в переносную фазу: оно, по-видимому, обусловлено явлениями резонанса при ходь-

бе (A.b.Саранцев, А.С.Витензон, 1973). Резко выраженная вариативность амплитудных параметров углов по сравнению с временными показывает, что при ходьбе на протезе бедра прежде всего выдерживается временная программа, определяющая правильную последовательность движений в течение локомоторного цикла.

При ходьбе на протезе бедра в связи с изменившимися условиями функционирования мышц существует дефицит мышечной функции (ДЛФ), являющийся следствием усечения мышц, их ослабления или неправильного функционирования в локомоторном акте (Л.С.Витензон с соавт., 1985), Важнейшей задачей в проблеме улучшения структуры ходьбы на протезе бодра является повышение опороспособности протезированной конечности. Одно из возможных решений заключается в электростимуляциоином воздействия на мышцы усеченной конечности, функционирующие в опорную фазу. Такими мышцами являются большая и средняя ягодичные, а также усеченные двуглавая и полусухожильная мышцы культи, производящие разгибание в ТБС.

Временная программа электрической стимуляции мшц Od.'.) л предполагает фазовое соответствие искусственной и естественной программ функционирования мышц при ходьбе. Поэтому при наложении искусственного и естественного сигналов возбуждения и сокращения мышц необходимо обеспечить временное соответствие начала и окончания действия Эа/. для любого темпа ходьбы.

Электрическая активность мышц-разгибателей ТБС протезированной конечности в течение цгкла ходьбы на протезе бедра с изменением темпа от 60 до 100 шаг/мин характеризуется относительным постоянством. Для всех исследованных мышц типично возникновение электрической активности в конце переносной фазы (85 - 95 % цикла), образование плоскохх) максимума в первой половине опорной фазы и его снижение к фазе опоры на передний отдел стопы (около 50 % цикла). При повышении темпа максимумы приобретают большую отчетливость и наступают раньше в локомоторном цикле, значительно возрастает активность не только в опорную, но и в переносную фазу. Характерно, что активность растет преимущественно в период максимумов, в интервалах между ними ее увеличение незначительно.

Для определения зависимости искусственной программы возбуждения мышц, т.§. временной и амплитудной программ ЭШ от темпа ходьбы,рассмотрена зависимость длительности и средней электрической активности мышц-разгибателей ТБС за время их функционирования от темпа, обозначаемых в дальнейшем как длительность пачки

- b -

(импульсов) и электрическая активность пачки (импульсов). Так оказалось, что время окончания электрической активности пачки для быстрого и очень медленного темпа отличается почти вдвое.

Графики функциональных зависимостей длительности к электрической активности пачки от темпа ходьбы построены в приведенной системе координат. За единицу отсчета приняты величины длительности пачки, при самом медленном темпе и средняя электрическая активность пачки при максимальном темпе, ¿ля нахождения аналитических выражений этих функций использованы методы, основанные на вычислении ортогонального многочлена Чебышеза и интерполяционного многочлена в форме требования "близости з среднем". Точность аппроксимации оценивалась средней квадратичной ошибкой. Длительность пачки аппроксимируется уравнением Т(х) = IO^/dS.bx - 7,74), (5?); амплитуда пачки - Р(х) =(0,957х + ^,4), (;1), где х - темп ходьбы (шаг/мин). Зависимость амплитуды пачки от длительности пачки аппроксимирована уравнением Лх) = 1й^/(1),12х + 3,СВ), гдё х -длительность пачки (с).

МАТЕМАТИЧЕСКАЯ МОДЕЛЬ ХОДЬШ ЧЕЛОВЕКА В НОШЕ И НА ПРОТЕЗЕ БНДРА

Глава посвящена рассмотрению задачи по определению оптимальных (с точки зрения минимума энорготрат) кинематических и динамических характеристик ходьбы модели человека в норме и на протезе бедра, а также выявлению зависимости энерготрат, момента мышечных сил бедра и культи бедра от темпа ходьбы.

Для описания модели движения человека при ходьбе используется плоская семизвенная механическая конструкция, состоящая из корпуса и двух одинаковых трехзвенных ног, каждая из которых состоит

*

из бедра, голени и стопы. Корпус, бедра и голени моделируются однородными весомыми стержнями. Стопы ног моделируются безмассовыми треугольными механическими звеньями. Все звенья модели считаются абсолютно жесткими.

Звенья модели соединены суставами, расположенными на концах стержней и вершинах треугольных стоп. ТБС соединяет корпус и бедра модели и является точкой подвеса ног модели. КС соединяют бедра и голени каждой из ног, ГСС связывает голени и стопы ног. Суставы представляют собой идеальные шарниры (без трения), обеспечивающие плоские движения звеньев модели друг относительно друга в сагиттальной плоскости^ В суставах создаются управляющие моменты, моделирующие мышечные усилия. При ходьбе на протеза бедра для од-

ной из конечностей модели вместо коленного и голеностопного суставов введены шарниры, в которых управляющие моменты отсутствуют.

Предполагается, что все звенья модели имеют постоянные положения центров масс и постоянные моменты инерции, масса звена равна массе соответствующего сегмента конечности, связи между звеньями стационарные и голономнне. Конфигурация модели задается с помощью семи обобщенных координат: пяти угловых - определяющих отклонение звеньев нижних конечностей и туловища от вертикали, и двух декартовых, определяющих координаты ТБС. Составлена система из семи уравнений движения в форме уравнений Лагранжа ¿-го рода, связывающая компоненты опорных реакций и суставные моменты с обобщенными координатами и их производными.

Программная модель ходьбы человека в норме и на протезе бедра применительно к персональному компьютеру составлена по описанию механико-математических моделей (В.В.Белецкий, А.Б.Клейн, А.М.Фор-мальский, 1982), в которых приведены уравнения движения модели, ■' рассмотрена краевая задача, дано понятие критерия качества ходьбы. Для минимизации функционала используется метод параметрической оптимизации - произведена параметризация закона движения и углов от-• клонения звеньев от вертикали, функции, задающие закон движения, представлены в виде многочленов относительно времени, коэффициенты которых определяют закон движения модели. Для решения задачи использованы численные методы.

С помощью математического моделирования получены оптимальные кинематические и динамические характеристики ходьбы в норме и на протезе бедра, • исследована зависимость максимального момента в ТБС в фазах переднего и заднего толчков, среднего значения разгибающего момента в ТБС в фазу опоры, а также энерготрат от теша 'ходьбы в норме и на протезе бедра. Энерготраты за цикл ходьбы на протезе бедра по сравнению с нормой возрастают на 26 - 40 % в за-■ висимости от темпа ходьбы. Установлено, что для обеспечения временной и кинематической симметрии движений протезированной и сохранившейся конечностей необходимо создание относительно ТБС протезированной конечности средних'значений разгибающего и сгибающего моментов, вдвое превышающих аналогичные на сохранившейся стороне. Усиление разгибающего момента мышечных сил относительно ТЕС Обеспечивается посредством ЗСЗ.'. усеченных и сохранившихся мышц конечности. Полученные количественные соотношения для рассмотренных зависимостей крпользуются в дальнейшем для определения дефицита

мышечной функции культи бедра.

ФИЗИЧЕСКАЯ МОДЕЛЬ ХОДЬШ ЧЕЛОВЕКА НА ПРОТЕЗЕ БЕДРА

Экспериментальная проверка биомеханических характеристик, полученных с помощью математической модели ходьбы на протезе бедра, проведена на специальном протезе-приборе, позволящем произвести регистрацию временных параметров, угловых перемещений и составляющих опорных реакций, а также момента мышечных сил культи бедра относительно ТБС, действующего на протез.

Установлено, что экспериментальная величина максимального момента мышечных сил (KMC) культи бедра относительно ТБС и.его среднего значения отличается от теоретического. Разность между средним теоретическим и экспериментальным значениями момента в ТБС определяет дефицит мышечной фушсции (Д.1Ф) культи бедра. Установлена зависимость сгибающего и разгибающего моментов в ТБС и ДМФ культи бедра от темпа ходьбы. Значение Д^О можно уменьшить с помощью ЗЖ разгибателей ТБС. Безболезненное сокращение мышц выявлено в следующих диапазонах регулирования параметров Sd.i: продолжительность ЭС воздействия - 0,4 + 0,6 с; длительность импульса - 60 + 100 мкс. Достаточное (интенсивное) раздражение стимулируемых мышц выявлено при амплитуде импульсов выходного напряжения, подаваемого на мышцы, 60 В и частоте следования импульсов 50 Гц. Максимальный' дополнительный И''С культи бедра относительно ТБС для произвольного теша ходьбы представляет собой разность между М;с культи при длительности ЭС воздействия 0,8 с и длительности импульса 100 мкс и ЬкС культи без ЭШ. Сопоставление теоретического ДЛФ и дополнительного №МС культи показывает, что ЖФ культи бедра для медленного, произвольного и быстрого темпов ходьбы на протезе бедра с использованием зал уменьшаются соответственно нэ. 3If3j^f 33^ и 28,4$. Экспериментально установлено, что применение 3CJ.Í в фазу разгибания ТБС вызывает также и увеличение сгибающего П.',С культи на 20 - 30 £ в за- . висимости от темпа ходьбы.

Теоретические расчеты по математическому моделированию оптимальной, с точки зрения.энерготрат, ходьбы на протезе бедра с кинематической и временной симметрией показывает, что динамические перегрузки по моменту в ТБС на протезированной конечности по сравнению с сохранившейся, должны возрасти вдвое. При. этом энерготраты по сравнению с нормой (для произвольного темпа) должны возрасти на 305?. Следовательно, чтобы получить энергетически выгодную ходьбу

на протезе бедра необходимо увеличить за счет ЗСЫ культи бедра существующий момент относительно ТБС более чем на 100$. Результаты физического моделирования ходьбы на протезе-приборе с изме-■■ рением М1С культи относительно ТБС показали, что максимально возможное увеличение среднего М1С за счет 3Cf«': составляет лишь 40$. Это указывает на то, что только лишь за счет ЭС усеченных мышц и сохранившихся мышц культи бедра получить энергетически оптимальную ходьбу не удается, 1-ожно лишь ее улучшть. Исследования ходьбы на протезе бедра с выбранными параметрами 2С?., показали, что энорготраты (по методике .Дугласа-Молдена) при ходьбе уменьшаются на 40 - 70 %. Оценка ходьбы на протезе бедра по методике ЦНИИПП до курса 3d.; и после его проведения также показывает снижение энерготрат при ходьбе на 30 %, Теоретические исследования с помощью математической модели ходьбы на протезе бедра показывают уменьшение энерготрат на 15 % при увеличении среднего момента в ТБС протезированной конечности на 40 %. Учитывая, что абсолютные значения энерготрат, полученные по методикам ЩШП и с помощью математического моделирования, отличаются почти вдвое, можно считать энергетические соотношения пропорционально соизмеримыми.

После проведения курса коррекции ходьбы на протезе бедра с параметрами ЗСМ, изменяемыми в зависимости от темпа ходьбы, происходит повышение коэффициента ритмичности до 0,86, увеличение скорости на 6 - 14 %, длины шага на 4 - 6 %, сокращение длитель-. ности двуопорной фазы.

ВЫБОР И ОБОСНОВАНИЕ СТРУКТУРА СИСТЕМЫ КОРРЕКЦИИ, АДАПТИРОВАННОЙ К ТЕМПУ ЮДЬБЫ НА ПРОТЕЗЕ БЕДРА'

Для получения максимального коррекционного эффекта при ходьбе на протезе бедра в разном теше необходимо обеспечить выполнение временной и амплитудной программ 3Q.'., адаптированных к темпу ходьбы. О^цествупаие системы коррекции ходьбы осуществляют синхронизацию временной программы SQ.i только по началу ее действия. Задание постоянной длительности фазы стимуляции неизбежно приводит к нарушению соответствия между фазами электрической активности и фазами стимуляции мышц. Основная коррекция движений при ходьбе- на протезе бедра осуществляется в конце переносной и в течение первых двух третей опорной фазы. Проведенный анализ способов синхронизации ЗДй с фазами цикла при ходьбе на протезе бедра в разном темпе позволил установить, что временная программа

такой коррекции может быть осуществлена с помощью датчиков синхронизации, расположенных в коленном и голеностопном шарнирах протеза, обеспечивающих запуск и отключение программы Sd.i с адаптацией по темпу ходьбы. Экспериментальная проверка адаптированной временной программы Эй; осуществлена при ходьбе в разно?.! томпо на специально разработанном протезе бедра со встроешшмя датчиками синхронизации. Проведенйые исследования подтвердили выбор углового информативного параметра и указали на неебходи-. ' мость обеспечения синхронизации окончания ЭСМ при изменении темпа ходьбы, чтобы :ю выйти за пределы зоны синхронизации (фазового соответствия). Способ коррекции двгдений в ТБС посредством ЭОЛ с использованием двух датчиков синхронизации защищен авторским свидетельством !í 1688892 (Б. И. #41, IS9I).

С помощью дЕух дискретных датчиков углов может быть опреде--лена не только временная, но и амплитудная программа коррекции ходьбы. ¡Ьмеряя интервал времени между срабатыванием двух датчиков, легко установить продолжительность фазы стимуляции, а затем на основе зависимости между сродной амплитудой и длительностью пачки электротеской активности можно найти требуемую величин mi— тенсивности стимуляции мышц. Практически, выбирается' интенсивность ЗСМ при привычном темпе, а затем ее'изменяют, снижая при- . мерно на 10^ при самом медленном темпе и повышач на 2С# при наиболее быстром темпе (по выведенным pairee зависимостям).

Все разработашше системы коррекции патологической ходьбы являются разомкнутыми системами управления по выходкой параметру. За информативный выходной параметр выбрана амплитуда угловых перемещений в соответствующие временной программо коррекции моменты времени. Синхронизация включения и выключения программы коррекции (ЭОЛ) в определенные фазы цикла осуществляется посредством угловых контактных датчиков синхронизации дискретного ти-• ■ па, установленных соосно с коленным и голеностопным шарнирами.

На выходе системы коррекции формируются команды регулирования в виде пачек прямоугольных импульсов с необходимыми параметрами. Простейшая блок-схема одноканальной системы коррекции состоит из следующих блоков: датчика синхронизации начала программы 3СТ.'; блока формирования длительности пачки импульсов; генератора импульсов; усилителя мощности выходного сигнала; электродов, накладываемых на мышцы стимулируемой конечности.

Блок-схема системы коррекции ходьбы на протезе бедра с адаптацией по темпу, обеспечивающая включение и выключение временной

программы коррекции посредством двух датчиков синхронизации непосредственно в"текущем" иаге при неизменной амплитудной программе коррекции, включает в себя первый датчик синхронизации; пороговый •элемент; инвертор; переключатель; первый блок задержки; формирователь длительности пачки; второй датчик синхронизации; второй блок задержки; генератор импульсов; формирователь длительности импульса; усилитель мощности; преобразователь повышенного напряжения от блока питания; электроды. Описанная систем коррекции разработана, защищена A.C. # 1681866 (Б.И. №37, 1991) и используется в лаборатории биомеханики ЦКШПП.

Система коррекции работает следующим образом. При срабатывании первого датчика синхронизации фазы движения пороговый элемент, собранный по схеме компаратора, переходит в другое устойчивое со' стояние. Б зависимости от того, в какую фазу - сгибания или разгибания в коленном шарнире - необходимо запустить электростимулятор, сигнал с выхода порогового элемента подается или на инвертор и далее на вход первого блока задержки, или через переключатель - непосредственно на вход первого блока задержки, который служит для задержки стимулирующего сигнала относительно момента срабатывания первого датчика синхронизации. Величина этой задержки может регулироваться в пределах от 0,09 до 0,9 с. Задержка в устройстве необходима для более точной установки момента синхронизации, а также, при необходимости, для запуска электростимулятора в фазу, на. пример, опорного периода, когда угол первого датчика синхронизации фазы движения не изменяется во времени. Сигнал с выхода первого . блока задержки поступает на вход формирователя длительности пачки. Регулировка.длительности пачки осуществляется в пределах от 0,1 до 2,0 с. В случае адаптивной коррекции движений при ходьбе устанавливается максимально возможная длительность пачки. В реальных условиях ходьбы момент окончания пачки на выходе определяется сигналом со второго датчика синхронизации. Второй блок задержки служит для задержки момента окончания пачки относительно момента срабатывания второго датчика синхронизации и позволяет точно настроить работу электростимулятора в соответствии с работой мышц человека при ходьбе в разном темпе. Срабатывание формирователя длительности пачки вызывает запуск генератора импульсов, формирователя длительности импульса и усилителя, в нагрузку которого через-, накожные электроды включена стимулируемая мышца. Для эффективного сокращения мышц амплитуда стимулирующих импульсов на выходе

электростимулятора должна быть порядка 60 - 60 В. С этой целью в электростимулятор введен преобразователь напряжения.

Использование разработанной системы коррекции ходьбы позволяет получить правильную временную коррекцию движений, адаптированную к темпу ходьбы инвалидов, а также необходимый эффект' кор- ' ректируемого движения за счет правильного временного воздействия электрического сигнала. '

Для обеспечения адаптированной к темпу ходьбы на протезе бедра амплитудно-временной программы коррекции ходьбы разработана си'' стема коррекции, дополненная блоком, регистрирующим длительность пачки импульсов в текущем шаге. Этот блок выполнен с помощью гоне-• ратора и счетчика импульсов. В следующем цикле осуществляется подстройка амплитудной программы ЭСЫ под длительность' пачки галпуль- • сов, измеренную в предыдущем цикле ходьбы, с помощью блока под- ■ стройки амплитудной программы коррекции по выведенной ранее теоретической зависимости электрической активности пачки от длительности пачки при изменении темпа ходьбы.

Максимальный коррекционный эффект обеспечивается при правильной амплитудно-временной програше ЭСЫ (A.C. М 1732970, Б.И. .'¿18, . 1992). Под влиянием курса коррекции ходьбы на протезе бедра, как было отмечено ранее, происходит увеличение скорости, темпа и дли-? ны шага, повышение ритмичности, сокращение длительности двуопорной фазы. Положительные изменения отмечены и в динамических показателях ходьбы как протезированной, так и сохранившейся конечности. В значительной степени нормализуется кинематика ходьбы, восстанавливается симметричность движений в сочленениях обеих конечностей. Курс коррекции ходьбы позволяет улучшить функциональное состояние усеченной конечности, выработать более правильный локомоторный стереотип. При этом электрическая активность мышц протезированной конечности возрастает за цикл ходьбы на 40%t средняя электричес- • кая активность мышц сохранившейся конечности уменьшается на 20%, отмечено снижение энерготрат при ходьбе на 30 - 50 %.

ВЫВОДУ И РЕЗУЛЬТАТЫ ИССЛЕДОВАНИЙ

1. Системы коррекции ходьбы на протезе бедра, существуйте . в настоящее время, не осуществляют адаптацию параметров электростимуляции по.темпу ходьбы.

2. • Искусственная коррекция движений посредством ЭСМ способствует уменьшению дефицита мышечной функции (ДОФ) всех мышц усе-' •

ченной конечности. Коррекции подлежат разгибательные движения в ТБС, так как при 3(3.) большой и средней ягодичных мышц, усеченных полусухожильной и двуглавой мышц культи бедра происходит у силе-ние функции заднего толчка, улучшение опороспособности, подкосо-устойчивости, а также усиление функции переднего толчка.

3. Для обеспечения кинематической и временной симметрии ходьбы на протезе бедра теоретически показана необходимость создания на протезированной стороне среднего момента .мышечных сил относительно ТБС, вдвое превышающего аналогичный момент на сохранившейся конечности.

J 4. Д/.Ф, определяемый разностью между оптимальным теоретическим и экспериментальным моментами мышечных сил культи, при ходьбе на протезе бедра в произвольном темпе снижается на 33 % при электростимуляции импульсами с частотой следования от 40 до 50 Гц, длительностью 80 - 100 ыкс, амплитудой до 55 - 60 В.

5. При ходьбе на протезе бедра в разном темпе изменяются временные и амплитудные показатели программы коррекции ходьбы. При повышении темпа ходьбы временная программа коррекции для мышц-разгибателей ТБС изменяется по фазе и длительности следующим образом. Фаза сдвигается влево по оси времени на % для начала и на для конца временной программы. Длительность уменьшается по закону убывающей нелинейной функции, аппроксимируемой уравнением Т(х)=1/(ах + в^) = 105/(16,8х - 7,74), Амплитудная программа при повышении темпа ходьбы увеличивается по закону возрастающей линейной функции, аппроксимируемой уравнени-

• ем F(a) = ах + - 0,957х + 2,4; (х - темп ходьбы, шаг/мин).

6. Экспериментально установлены инвариантные характеристики ходьбы на протезе бедра. Оказалось, что минимальный разброс

• параметров при изменении темпа ходьбы дают характеристики коленного и голеностопного углов протезированной конечности, обеспечивающих запуск и отключение программы ЭШ с адаптацией по темпу ходьбы.

7. Разработаны системы коррекции ходьбы на цротезе бедра с _адаптацией по темпу, реализующие временную и амшштудно-времеач

ную программы ЭШ. Системы коррекции ходьбы с адаптацией по темпу кроме основных блоков, входящих в известные системы коррекции, дополнительно включают в себя второй датчик синхронизации фавы движения для отключения 'программы ЭШ. Для обеспечения амплитудно-временной программы ЭСМ разработанная система имеет ■

блок регистрации длительности пачки ЭСЫ и блок подстдойки амплитудной программы За,i под темп ходьбы. Амплитудная программа коррекции формируется на основе ее зависимости от временной программы ЭСМ.

8. Максимальный коррекционный эффект наблюдается при правильной амгощтудно-временной программе ЗОЛ. Под влиянием курса коррекции ходьбы на протезе бедра' происходит выработка приближенного к норме двигательного навыка. В значительной степени нормализуется кинематика ходьбы. Происходит перестройка деятельности мышц обеих конечностей: активность мышц усеченной конечности за цикл ходьбы возрастает в 1,5 - 2 раза, усиливаются максимумы активности. На сохранившейся конечности активность мышц за цикл •• уменьшается более чем в 2 раза, 'снижаются уровни ее максимумов. Более чем на 40% увеличивается сила мышц-разгибателей TEC культи' бедра. Снижение энерготрат при ходьбе на протезе бедра за счет применения ЭСМ составляет 30 - 50 %.

СПИСОК ПУБЛИКАЦИЙ ПО ТШЕ ДИССЕРТАЦИИ

1. Нечаева Г.Н. Биомеханические обоснования временной про-' граммы коррекции ходьбы на протезе бедра. // Протез1фование и протезостроение. - M., 1985. - Вып.71. - С. 114 - 121. .

2. Нечаева Г.Н. Способы синхронизации электрической стимуляции мышц с фазами шага при ходьбе на протезе бедра. // Протезирование и протезостроение. - M., 1985. - Вып.72. - С.88 - 95.

3. Нечаева Т.Н.,- Витензон A.C. Биомеханические, и электрофизиологические предпосылки построения программы коррекции ходьбы

в разном теше на протезе бедра. // Протезирование и протезостроение. - К., 1986. - Вып.75. - С. 48 - 63.

4. Витензон A.C., Петрушанская К.А., Нечаева Г.Н. Искусственная коррекция движений при патологической ходьбе. //. Обзорная информация líiCO РСЗСР. - Ы., 1986. - С. I - 12. '

5. Нечаева Г.Н., Новиков В.И., Пластинин К.В. Математическое моделирование ходьбы человека приматологии опорно-двигательного аппарата. // Протезирование и протезостроение.' - М., 1990. - Вып.90. - C.IQI -109.

6. A.c. 1681866 СССР AI A6I К 1/36. Устройство для коррекции движений /Т.Н. Нечаева, А.С.ВитензоЯ, Г.Д.Ройфман. -

№ 4764,516/14: 3аявл.31.10.89; Опубл. в Б.И., Д991, К 37. •

7. A.c. 1688892 СССР AI A6I Ы 1/36. Способ коррекции дви-

хений в тазобедренном суставе при ходьбе в разном темпе / Г.Н.Нечаева, А.С.Витензон. - Л 4657537/14: Заявл.28.02.89; Опубл. в Б.И., 1991, Ü 41.

8. A.c. 1732970 СССР Я A6I F 4/00. Способ протезирования больных с культей бедра / А.С.Витензон, Г.Н.Нечаева. -

В 4698876/14; 3аявл.31.05.89; Опубл. в Б.И., 1992, а 18.

9. Витензон A.C., Фарбер Б.С., Нечаева Г.Н. Синхронизация электрической стимуляции мышц с фазами цикла ..ходьбы на протезе бедра в разном темпе. // Тез. докл. Юбилейной научно-практической конференции - ЦНИШП-50, СПбНИИП-75. - Москва, ПЭ4.