Исследование и коррекция ротационной нагрузки в биотехнической системе "человек-протез" тема автореферата и диссертации по механике, 01.02.08 ВАК РФ

МИНИСТЕРСТВО СОЦИАЛЬНОЙ ЗАЩИТЫ НАСЕЛЕНИЯ РОССИИ

ЦЕНТРАЛЬНЫЙ НАУЧНО-ИССЛЕДОВАТЕЛЬСКИЙ ИНСТИТУТ ПРОТЕЗИРОВАНИЯ И ПРОТЕЗОСТРОЕНИЯ (ЦНИИПП)

Р Р 5 ОД ПРаваХ РУКОПИСИ

3

ЗАБЛОЦКИИ Олег Петрович

ИССЛЕДОВАНИЯ И КОРРЕКЦИЯ

РОТАЦИОННОЙ НАГРУЗКИ В БИОТЕХНИЧЕСКОЙ СИСТЕМЕ « Ч ЕЛ О В Е К— И РОТЕЗ*

Специальность 01.02.08 — Биомеханика

АВТОРЕФЕРАТ

диссертации на соискание ученой степени кандидата технических наук

,МОСКВА

1994

Работа выполнена в Санкт-Петербургском научно-исследовательском институте протезирования им. Г. А. Альбрехта (195067, С.-Петербург, ул. Бестужевская, 50).

Научный руководитель — доктор технических наук Б. С. Фарбер (Центральный научно-исследовательский институт протезирования и протезостроения).

Официальные оппоненты: доктор технических наук, профессор Е. И. Воробьев; кандидат технических наук И. Ш. Морейнис.

Ведущая организация — Научно-исследовательский институт механики МГУ и\ь М. В. Ломоносова.

Защита состоится 1994 г. в часов на

заседании Специализированного' совета Д 123.02.01 Центрального научно-исследовательского института протезирования и протезостроения по адресу: 127486, Москва, ул. Ивана Сусанина, 3.

С диссертацией можно ознакомиться в библиотеке института.

Автореферат разослан « "**» 1994 г.

Учений секретарь Специализированного совета кандидат технических наук

Н. Г. Никитин

ОБЩАЯ ХАРАКТЕРИСТИКА РАБОТЫ '

АКТУАЛЬНОСТЬ ТЕМЫ. Количество инвалидов после ампутаций нижних конечностей по поводу заболеваний, бытовой, военной, транспортной и других видов травш увеличивается и составляет в России сотни тысяч человек. Большинство инвалидов - люда трудоспособного возраста. Приобщение их к активной деятельности в результате протезирования создает не только значительный социальный эффект, но и ощутимую экономию в государственном бюджете.

Для успешной реабилитации инвалидов необходимо создание _ более совершенных конструкций протезов на базе углубления научных исследований процесса нормальной ходьбы человека и тех нарушений фушодш опорно-двигательного аппарата (ОДА), которые характерны для инвалида.

В основе новых разработок лежит методология, в ^ответствии с которой инвалид, используиций протез для компенсации утраченной части ОДА, рассматривается как биотехническая система (БТС) "человек-протез", содержащая части, согласованно взаимодействующие в едином контуре управления для решения двигательных задач. Процесс согласования предполагает наличие исчерпывающей информации о параметрах человека, с которым взаимодействует техническое устройство.

Однако.функция ОДА, в частности, параметры нормальной ходьбы человека изучены неполно и, особенно, в области так называемых "малых движений", имеющих небольшую амплитуду,но важных для реализации антропоморфной ходьбы и других сложных пространственных движений, которые инвалид должен выполнять вполне "по-человочески".

В этом аспекте указывалось {A.S.Levens о£ aitiQ48,.Н.Г. Никитин, 1975) на важную роль ротационных движений сегментов нижних конечностей, происходящих под действием ротационной нагрузки, т.е. суммарного момента сил, действующего в горизонтальной плоскости и обусловленного как мышечными усилиями при ходьбе, так и другими факторами, в частности, инерционными. Вместе с тем, известная информация о ротационной нагрузке и движениях.имеет характер феноменологического описания, не со-

держит количественной модели явления, а поэтому на монет быть эффективно использована при проектировании протезно-ортопедических изделий и оптимизации системы "человек-протез". До настоящего времени не разработаны аппаратные средства, позволяющие оперативно измерить ротационную, нагрузку при нормальной и патологической ходьбе, хотя известно, что ее возрастание приводит к различным заболеваниям коки культи конечности (в результате ротации на ней протеза), и к заболеваниям coxpaiiKB-шихся суставов ОДА - как следствие их функциональной перегрузки (Г.И.Гайворонский и др.).

У детей-инвалидов • аномальная ротационная нагрузка стимулирует развитие вторичных деформаций ОДА., усугубляющих патологии костно-мышечной системы (А.И.Казьмин и др.).

Специальные шарниры-ротаторы для нормализации ротационной нагрузки и ротационных движений при опоре на протез вызывают у инвалида субъективные ощущения неустойчивости, что негативно влияет на процесс ходьбы (C-W. Radc&'-ffe a'tai.)> и практически не используются.

Таким образом, изучение вопросов формирования и управления ротационной нагрузкой в БТС "человек-протез" является одним из необходимых звеньев процесса последовательного улучшения протезно-ортопедической помощи инвалидам.

ЦЕЛЬЮ РАБОТЫ является приближение к биомеханической норме ротационной нагрузки и ротационных движений инвалида, снабженного протезом нижней конечности.

ОСНОВНЫЕ ЗАДАЧИ ИССЛЕДОВАНИЯ:

- анализ результатов известных исследований ротационной нагрузки и ротационных движений-при ходьбе в норме и на протезах нижних конечностей;

- математическое моделирование движений системы "человек-протез", учитывающее основные инерционные факторы, влияющие на формирование ротационной нагрузки, а также функцию ротатора в протезе;

- изучение динамических связей в подсистема "культя конечное ти-протез" , определяющих спе1дофйчные для системы составляющие ротационной нагрузки;

ч- - экспериментальное измерение ротационной нагрузки в ЕГО

на протезно-ортопедических предприятиях.

Модуль-ротатор к протезам для взрослых инвалидов успешно прошел клинические испытания.

АПРОБАЦИЯ РАБОТЫ. Основные положения диссертации доложены и обсувдены:

на Отраслевой конференции молодых ученых и специалистов (Москва, ВДИИПП, 1980 г.),

на Третьей Всесоюзной конференции по проблемам биомехатн ки (Рига, 1983 г.),

на УП зональной конференции травматологов-ортопедов: "Травматизм, ортопедические заболеадния и их лечешге в условиях Севера" (Архангельск, 1988 г.),

на конференции "Актуальные вопросы соаремешюго протезирования и протезостроения" (Ленинград, 1989 г.),

на Международном конгрессе по реабилитационной технике (Берлин, 1991 г.).

ПУБЛИКАЦИИ. Материалы исследований изложены в 38 статьях и публикациях, в числе которых 7 авторских свидетельств (патентов) .

ОБЪЕМ Й СТРУКТУРА РАБОТЦ. Диссертационная работа изложена на 186 страницах машинописного текста, содержит 77 рисунков, 14 таблиц и состоит из введения, четырех глав, заключения и включает список литературы из 103 отечественных и 40 зарубежных источников и приложения на 15 страницах.

СОДЕРЖАНИЕ РАБОТЫ

ВО ВВ5ДЕНШ содержится обоснование актуальности теш диссертации, сформулированы цель и задачи работы, изложены основные научные и практические результаты, выносимые на защиту.

В'ПЕРВОЙ ГЛАВЕ представлен аналитический обзор зарубежной и отечественной литературы по изучаемым вопросам. Выявлены особенности системы "человек-протез" как биотехнической системы эргатического типа, эффективность которой определяется качеством внутренней адаптации, т.е. согласованием конструктивных параметров технических элементов системы с параметрами, характеризующими инвалида. Ротационная нагрузка при ходьбе

долдаа ооответотвоватъ физическим возможностям инвалида и не пр§вцшать биомеханическую норму. Ротационные движения оегмен-xpj тада при опоре на протез, обеспеченные специальны* шарни-род-родеуором, должны соответствовать биомеханичеокой норме.

задачи решаются на основе математического моделирование дродесса ходьбы инвалида, при атом необходимо учесть вое сонорные внешние (инерционные, гравитационные) и внутренне (другие, мышечные) силы, а также линейные параметры си- • отемы, 'определяющие величину ' и параметры ротацион-

ного движения.

Для создания модели проанализированы материалы экспериментальных исследований ротаций сегментов тела при ходьбе, а так' же исследования ротационной нагрузки, выполненные ранее в ЦНИИПП о помощью динамографической платформы и вычислительного комплекса (Н.Г.Никитин, 1975),

На основе сопоставления результатов, полученных в разных исследовательских центрах и взаимно дополняющих друг друга»установлено, что ротационное движение сегментов тела при ходьбе и ротационная нагрузка представляют собой периодический колебательный процесс, который формируется в результате биомеханических циклов накопления и перераспределения энергии ротационного движения нормальным. ОДА человека в процессе ходьбы.У инвалидов известные исследования показывают существенное увеличение момента реакции опоры на протез. Одновременно нарушен процэо9 накопления и перераспределения анергии ротационного ■ движения, в частности, практически отсутствует фаза накопления энергии ротационного движения при опоре на протез.

Анализ современных технических оредств коррекции ротационной нагрузки в протезах вокрцл, с одной стороны, разнообразные технические варианты решений, а о другой - факты непопулярности отечественных ротаторов и ротаторов фирмы "OTTO ВОСК", что можно объяснить их малой функциональной эффективностью.

ВТОРАЯ ГЛАВА посвящена разработке количественной модели формирования ротационной нагрузки при движении BIG "человек-протез", причем рассматриваются преимущественно инерционные . .факторы. Математическое описание системы выполнено дай фазы

опоры на протез (рио.ЗУи рио.2), в которой вторая (сохранив-

1 »

\ - ■ ■

Рис.2. Схема движения модели относительно неподвижной системы координат.

шаяся) конечность движется в перенооной фазе, т.е. не касается опорной поверхности, а корпус инвалида движется относительно точки опоры в' сагиттальной (генеральное движение) и гори-' зонтальной плоскостях. Такта,! образом, описывается пространственное движение двузвенного (перевернутого) маятника, тлеющего четыре степени свободы. Уравнения движения модели:

I тгх) V5 9 +<?гпгхху-- Щвх = (т,г+ т^д 0 - С у ;

где: а = С- -жесткость амортизатора ротатора;

¡уэ. л| . / ^ - моменты инерции системы.

Ддя интегрирования дифференциальных уравнений движения необходимо было решить ряд частных задач, в том числе: получить информацию о движении центров масс сохранившейся и протезированной конечностей инвалида, представить их в виде функций, описывающих изменение скоростей и ускорений центров масо, а также вычислить моменты инерции системы в сагиттальной и горизонтальной плоскостях.

Предварительный анализ уравнений движения показал,что существует обязательное условие антропоморфного движения модели, и это условие обеспечивается механизмом амортизации' и накопления энергии в естественной нижней конечности или в протезе в фазе амортизации.

Далее было выполнено имитационное моделирование, при котором варьировались'параметры жесткости ротатора до получения функции угла ротации, близкой к экспериментальной.1 Это дало основания признать модель адекватной исследуемой системе.

Анализ уравнений движения показал, что ротационная нагрузка при антропоморфной ходьбе зависит от движения переносимой конечности, которое создает асимметрию системы относительно сагиттальной плоскости и выполняется неравномерно: с фазами ускорения и торможения. Критерием осуществимости биомеханически правильной ротации при опоре на протез является равенство:

М0 = тге >'тах ;

где М0 - начальный момент в протезе (после отрыва от опоры второй конечнооти), Т.е. момент ротатора;

t- - расстояние между осями конечностей;

/7?а - масса сохранившейся конечности;

X - максимальное значение ускорения центра масо сохра-

тах лившейся конечности.

Движущим является момент активной мышечной ротации бедра или других сегментов тела.

В ТРЕТЬЕЙ ГЛАВЕ представлены методики, технические оред-ства и результаты экспериментальных биомеханических наследований в БТС "человек-протез", а также получена информация, необходимая для конструирования модульных узлов.

В первом разделе рассмотрены динамические аффекты, возникающие при взаимодействии тела инвалида с протезом и вызывающие аномальную ротационную нагрузку при опоре на протез: Мп& момент позиционных возмущений:

Мпй = к гп^ г, Suv vSti-v Q;

где К - динамический коэффициент нагрузки;

ГЛ - масса тела;

^ - ускорение свободного падения;

Гг - расстояние от оси ротации до центра опоры;

^ - угол ротаций звеньев протеза;

0 - угол наклона голени от вертикали, и момент мышечных возмущений Ммв в результате взаимодействия мышечных групп культи бедра с приемной гильзой. В результате действия Мпй иМмав ротаторах известных конструкций возникают произвольные, не контролируемые инвалидом движения, которые мы назвали "авторотациями", при этом, функциональная длина протеза уменьшается на величину:

AY = гг Slyu 0 ( 4 - Cos У);

что увеличивает энергозатраты npi ходьбе.

В целом, ротационное взаимодействие инвалида с опорной поверхностью в одноопорной фазе шага рассматривается в вида:

My4 мм= Ми +■ мпв- Мро, где My - момент управляющий; f\y] - момент инерционный; ^ ^ - момент реакции опоры.

Слагаемыв в левой части уравнения характеризуют ротационную нагрузку на ОДА инвалида по известным параметрам внешних ротационных моментов (правая часть).

В разделе, поовященном техническому описанию средств оперативного измерения ротационной нагрузки, рассмотрены разработанные автором оригинальные датчики, реализованные в тензомет-рической обуви и другие.аппаратные средства для выполнения измерений.

Результаты измерений изложены в следующем разделе и дают количественную оценку ротационной нагрузки при ходьбе в норме и при ходьбе на протезах. Для нормы выявлена незначительная индивидуальная вариативность ротационной нагрузки при высокой степени симметрии нагрузок для правой и левой конечностей. Средние величины нагрузок близки к установленным ранее в ЦНИ-ИПП на основе другой методики измерений.

. Для ходьбы на протезах бедра четко прослеживается зави-оимооть асимметрии ротационных нагрузок на протез.и сохранившуюся конечность от экспертной оценки ходьбы пациента. Во всех наблюдавшихся случаях успешного овладения протезом и вы-оокой экспертной оценки качества ходьбы коэффициент симметрии нагрузок высокий, причем 2Е ^ ^ 2 •

Напротив, неумение инвалида г-^ективно использовать протез создает в системе существенную асимметрию ротационных нагрузок: Ка = 0,15-0,25 и Ж ) « 2 У • При ходьбе на протезе голени ротационная нагрузка близка к нор-'мальной и характеризуется высоким коэффициентом симметрии: Кс = 0,8-0,9.

Интересная информация получена при исследовании ходьбы инвалиде» на костылях, когда система практически симметрична и инерционный момент отсутствует. Параметры ротационной нагрузки близки к норме, что может.быть только следствием активной мышечной.работы сохранившейся конечности инвалида, которая создает ротационный момент вне зависимости от биомеха-ничеокой потребности в ротациях сегментов тела.

Следующий раздел посвящен экспериментальным исследованиям ротационных движений в сочленении голени со стопой. Описана оригинальная методика измерений и основные результаты. В

норма ротация голени относительно опорной стопы характеризуется знакопеременной кривой, причем при опоре на пятку голень ротирует внутрь, а при опоре.на всю стопу -¡наружу. Средняя амплитуда составляет II0 при,индивидуальных.вариациях от .4° до 20°. У инвалидов сохраняется тот стереотип движения ¡голени сохранившейся конечнооти, но .амплитуда ротации может ¡возрастать до 26°. Ротационные движении .в.щютезах, реализованные в извеотных ротаторах, существенно отличаются от движений в норме отсутствием фазы внутренней ротации при опоре на латку, следовательно, протез бедра не обеспечивает фазу накопления потенциальной энергии ротации в фазе амортизации переднего толчка.

Последний раздел посвящен исследованию дотационной нагрузки на протез при изменении начального.моментао путем переноса оси ротации относительно оср ¡голени протеза. Использован специальный протез-прибор. Установлено,, нто увеличение начального момента посредством двукратного увеличения расстояния от пяточного среза стопы до оси ротации создает эффект нормализации ротационной нагруэда .и кинематики ротационного движения, причем амплитудное значение ротационной- нагрузки онижается на Полученный результат соответствует теоретическим выводам, полученным при моделировании: смещение оси ротации вдвое уменьшило параметр " и, соответственно, величину К/1 па I в увеличенный начальный момент дозволил инвалиду снизить управляющие усилия - параметр Му •

В целом, результаты экспериментальных исследований показали эффективность разработанных аппаратных средств для решения поставленных задач и подтвердили адекватность математической модели.'

ЧЕТВЕРТАЯ ГЛАВА посвящена описанию методов и технических решений устройств для коррекции ротационной нагрузки в БТС "человек-протез".

В первом разделе сделано обобщение результатов теоретических и экспериментальных исследований, что позволило пред- ■ дожить для расчета максимального значения инерционной ротационной нагрузки при антропоморфной ходьбе (при патологии и в норме) в характерной точке ^ = Ч'щах , выражение: ■

М - ■ Ра'€ 3 .

Ми; ¿.ъ^си-о,^ >

где Рг »• вес переносимой конечности;

- расстояние от оси опорной конечнооти до плоскости движения переносимой (в среднем, € = 0,18 м);

$ - длина шага, м;

- ускорение свободного падения;

Ь0 - длительность одноопорной фазы шага, с.

Постоянные 8,3 и 0,1 применимы при обычной ходьбе в темпе: 60-80 шаг/мин.

На основе параметров ротационной нагрузки и средних антропометрических и биомеханических параметров инвалидов разных возрастных групп сделаны раочеты ротационной жесткости амортизаторов ротации для протезов в зависимости от массы тела. Параметры жеоткости рекомевдуютоя как предварительные и уточняются в процессе подгонки протеза.

Во втором разделе изложены биомеханические требования к функции устройств, реализующих ротацию в протезах нижних конечностей. На основе выполненных исследований предложено разделить узлы на две группы:

а) ротаторы, функционирующие при ходьбе;

б) ротаторы, функционирующие при нелокомоторной двигательной активноотй инвалида.

Устройства по п."а" должны иметь малый диапазон ротаций: • ^ 5,5° и требуют индивидуальной коррекции жесткости амортизаторов. Устройства по п."б".имеют.диапазон ротаций: ±35, но не должны функционировать при ходьбе. Основное требование -компенсация функционального укорочения протеза при реализации ротаций. Устройства по п."а" - универсального назначения, Но п."б" - для протезов бедра и протезов после вычленения в ТБС. .

В соответствии с составом требований предложено конструктивно разделить узлы, реализующие ротации:, узлы "малой" ротации целесообразно совместить с голеностопными узлами модулей стопы. Узлы "большой" ротации требувт использования принципиально новых конструкций.

В разделе рассмотрены вопросы оптимальной кинематики "малых" ротаций при ходьбе и сделан расчет оптимального положения оси ротации в модуле отопы, обеспечивающем кинематику ротаций, близкую к норме. Предложена методика индивидуальной коррекции жесткости амортизаторов "малой" ротации.

Реализации "малой" ротации посвящен следующий раздел, где описаны модули ("стопа 477") для детских протезов, имеющие смещенную вперед ось ротации. Выполненные'биомеханические исследования показали нормализацию кинематики ротационных движений звеньев голень - стопа, а комплексное сравнительное исследование ходьбы детей-инвалидов на протезах с традиционными и новыми узлами показало улучшение коэффициентов симметрии движений, что подтвердило биомеханическую эффективность узлов.

Четвертый раздел посвящен реализации "большой" ротации в протезах бедра для взрослых инвалидов. Дается списание оригинального винтового модуля-ротатора и расчет его основных параметров. Преимущества новой конструкции относительно известных, обусловлены конструктивной схемой, обеспечивающей компенсацию укорочения протеза и реверсирующий момент. Узел не требует индивидуальной настройки. Еще одним существенным-преимуществом является увеличенный диапазон ротаций, что позволяет стоящему инвалиду выполнять повороты корпуса на угол до ± 35° без отрыва протеза от опоры и нарушения устойчивости. Проведенные клинические испытания показали положительную субъективную оцежу винтового ротатора, а объективные биомеханические исследования характеризуют повышение коэффициента симметрии ротационных нагрузок.

В последнем разделе четвертой главы описана методика обучения ходьбе на протезах бедра с самоконтролем ротационных нагрузок. В основе методики - экспериментально подтвержденный факт увеличения момента реакции опоры протеза по мере более успешного овладения ходьбой. Аппаратный комплекс включает тен-зометрическую обувь, вычислительные и программные средства. Контроль самим инвалидом ротационных нагрузок на сохранившуюся и протезированную конечности частично компенсирует недостающие сенсорные связи в ЕГС "человек-протез" и позволяет эффективно

разучивать новый стереотип движений с максимальным использованием протезированной конечности.

ВЫВОДЫ

1. В БТС "Человек-протез" параметры ротационного движения оегментов тела и параметры ротационной нагрузки не соответствуют норме, что обусловлено динамическими эффектами, возникающими при взаимодействии тела инвалида с протезом, частичной утратой естественных механизмов управления ротационной нагрузкой и изменением масс-инерционных параметров сегментов тела человека.

2. При ходьбе инвалида возникают "авторотации" протеза под действием веса тела и при взаимодействии гильзы протеза с мышечными группами культи бедра. Процесс "авторотации" может быть компенсирован действием мышечных групп культи.

3. Известные конструкции ротаторов неэффективны,поскольку они стимулируют процесс "авторотации" и создают эффект укорочения протеза в фазе опоры, что усугубляет патологию ходьбы инвалида и увеличивает общие энергозатраты.

4. Для уменьшения негативного влияшш "авторотаций" диапазон ротаций звеньев протеза при ходьбе не должен превышать ¿5,5°, а ось ротации в нем целесообразно расположить так, чтобы она проецировалась на геометрический центр опорной площади стопы.

5. Диапазон жесткости амортизаторов ротаторов к протезам для взрослых инвалидов составляет от 1,0 до 4,0 Н.м/град. в зависимости от индивидуальных масс-инерционных параметров. Рекомендуется индивидуальная коррекция жесткости по критерию до-, отижения,амплитуды - 5,5° ротаций в процессе ходьбы.

6. При реализации в протезах ротации звеньев, близкой к амплитуде естественных ротаций сегментов нижней конечности, необходимо обеспечить.механизмы компенсации функционального укорочения протеза, например,. для этого могут быть использованы винтовые механизмы.

Основные результаты диссертации опубликованы в следующих-, работах:

1. A.c. 698619 СССР AI A6IF 1/08. Искусственная стопа ] О.П.Заблоцкий, Л.П.Забелин, К.Ф.Борзилова (СССР). -

¡i 26231176/28-13: Заявл.02.06.78; Опубл.25.II.79, Em.JS 43. -2 с.; ил.

2. A.c. 806023 СССР AI A6IF 1/08. Искусственная стопа / О.П.Заблоцкий, Л.П.Забелин (СССР). - Jí 2488248/28-13: Заявл. 21.04.77; Опубл.23.02.81, Бюд.й 7. - 2 е.: ил.

3. Заблоцкий О.П. Особенности нагружения стоп при ходьбе детей на протезах. // Протезирование и протезостроение. - М., 1981.-ВЫП.57. - С. 79-83.

4. Заблоцкий О.П. Ротации в протезах при стоянии инвалидов. // Протезирование и протезостроение,- 1981.-Вып.59. -

С.81-85.

5. Заблоцкий О.П. Модель ротационных движений при ходьба. // Протезирование и протезостроение, 1982.-Вып.61. - С.26-34.

6. Заблоцкий О.П. Зависимость ротационного момента в протезе -4от схемы во фронтальной плоскости. // Протезирование и протезостроение. М., 1983.-Бып.66. - С. 104-107.

7. Заблоцкий О.П., Поляков Э.И. Искусственная стопа для детей дошкольного возраста. // Протезирование и протез-острое-ние.-М., 1983. - Вып.65*. - С. I2I-I23.

8. Заблоцкий О.П. Коррекция движения системы "человек-протез" по критерию ротирующего момента в фазе опоры. Тезисы докладов третьей Всесоюзной конференции по проблемам биомеханики. - Т.2, Рига, 1983. С.44.

9. Заблоцкий О.П. Методика измерения ротации голени относительно стопы при ходьбе. // Протезирование и протезостро-ение.-М., 1984. - Вып.68. -.С, 154-157.

10. A.c. II223I7 СССР AI A6IF 1/08. Способ определения индивидуальной схемы сборки протеза нижней конечности / О.П.Заблоцкий и Э.И.Поляков (СССР),.. - № 3627703/28-13: Заявл. 27.07.83; Опубл.07.11.84, Бюл.М 41. - 3 с.

11. Заблоцкий О.П. Расчет жесткости амортизаторов ротационных устройств. // Протезирование и протезостроение. - М., 1987. - ВыП.77. - С.125-127.

12. Заблоцкий О.П., Ершова Т.И. Особенности формирования ротационного момента при опоре на протез. // Протезирование и

протезоотроение. - M., 1987. - Вш.74. - С.125-129.

13. Заблоцкий О.П., Лопатков Г.Д. и др. Лечебно-тренировочные протезы душ детей. // Протезирование и протезоотроение.-M., 1983. - Вып.84. - C.I08-II2.

14. .Заблоцкий О.П. Иокусответше •отопы для протезирования детей. // Протезирование и протезоотроение. - М. - Вып.87. -С.120-122.

15. Заблоцкий О.П. Иооледоваиио ротационного момента стопы протеза в фа ос опоры ita носок. // Протезирований и протезо-строонио. - М., 1988. - Вып.83. - С.120-123.

16. Кужокин Л.П., Фарбер B.C., Заблоцкий О.П. Биомехани-чоокио предпосылки подбора упругих элементов ротаторов. //Актуальные вопросы оовромонного протезирования и протезострое-Н1Ш. Тоз.докя.ноучн.-практ.конф. - Л., 1989. - C.I0I-I04.

17. Заблоцкий О.П. Предпосылки реализации пневматических оиотем управления в протезах нижних конечностей. // Протезирование и протезоотроетю. - M., 1990. - Вып.90. - С.91-95.

18. Патент SU I8IG205 A3 A6IF2/66. Голеностопный модуль /Г.Д.Лопатков и О.П.Заблоцкий (СССР). - il 4891683/14: Заявл.17,12,90; Опубл.15.05.93. Бюл.И 18. - 2 е.: ил.

19. Заблоцкий О.П. Тснзомотричеокая обувь. Полокитольное решение по заявке 4811433/14 ( 039346) от 16.02.91.

20. Заблоцкий О.П. Голонь протеза. Положительное решение по заявке 5054890/14 (033371) от 12.01.94.

(