Метод и средства изменения биомеханических характеристик ходьбы в практике протезирования тема автореферата и диссертации по механике, 01.02.08 ВАК РФ

министерство социальной защиты населения

российской федерации

центральный научно-исследовательскии институт

протезирования и протезостроения

Р Г 5—ОД-—---—

— К Л '' 1. На правах рукописи

»;«V ¡.V.••] УДК 612.766

ЛИСИЦА Игорь Борисович

МЕТОД К СРЕДСТВА ЕХЭШЗЗРЕЗНгаСЯ Т5ИС О МК ">ГЛ>1ЛЙ ЧЕ о

ХАРАКТЕРИСТИК ХОДьВЫ В ПРМСТИКЕ ПРОТЕЗИРОВАНИЯ.

Специальность 01.02,08 - Биомеханика

автореферат

диссертации на соискание ученой степени кандидата технических наук

Москва 1994

Работа выполнена в Центральном научно-исследовательском институте протезирования и

протезостроения Министерства социальной защиты населения Российской Федерации

Научный руководитель:

доктор технических наук, профессор Б.С.Фарбер

Официальные оппоненты:

доктор медицинских наук, профессор А.С.Витензон доктор физико-математических каук В.В.СЫОЯЯНИКОБ

Будущая организация:

Центральный на уч»о - кг с дс вйтг-лх институт травматологии и ортопедии им. Н.Н.Приорова

Защита состоится " 26 " дв/СОЗр/Ь. 994Г. в часов

ка заседании специализированного совета Д 123.02.01 при Центральном научно-исследовательском институте

протезирования и протезостроения по адресу: 127486, Москва, ул. Ивана Сусанина, д.З.

С диссертацией можно ознакомиться в библиотеке института.

Автореферат разослан " НВ " МОЯ&РЯ 1994Г .

Ученый секретарь Специализированного совета кандидат технических наук

Н.Г.Никитин

общая характеристика работы

Актуальность проблемы. Улучшение качества протезирования инвалидов с ампутационными культями нижних конечностей является важной социальной задачей, которая в основном решалась путем разработки новых конструкций и методов протезирования. в тени оставалась другая важная часть этой проблемы - методы и средства, позволявшие осуществить качественное протезирование существующими конструкциями. Решению этой актуальной задачи посвящена настоящая работа.

Б настоящее время врач-протезист оценивает качество протезирования, исходя из субъективных ощущений инвалида, клинических данных о состоянии опорно-двигательного аппарата и сложившихся, на основе опыта, собственных представлений о "правильном" стереотипе ходьбы на протезах. Отсутствие в распоряжении врача объективных (получаемых в результате, биомеханических измерений) данных о качестве ходьбы вносит значительную долю произвола в полученную оценку, д это непосредственно влияет на качество протезирования.

Однако, несмотря на 'ю, что . реабилитация инвалидов может быть качественно улучшена путем использования при протезировании средств измерения биомеханических характеристик ходьбы, до сих пор еще не разработана методология проведения измерений, нет единого мнения о том, по каким критериям оценивать результаты измерений и какова их роль, на каком этапе протезирования их проводить, какие характеристики измерять и при помощи каких средств. отсутствие этой информации оказывает негативное влияние на выработку направления необходимых исследований и конструкторских разработок. Это подтверждается тем, что разработанные к настоящему времени соответствующие методики оказались недостаточно эффективными на практике.

Таким образом, разработка методологии, поиск наиболее рациональных путей и средств решения проблемы осуществления биомеханических измерений в практике протезирования представляются весьма актуальными.

Цель работы: разработать методику и средства измерения биомеханических характеристик ходьбы в процессе протезирования нижних конечностей.

Для достижения указанной цели поставлены следующие задачи:

- на основе критического анализа опыта предшествовавших разработок сформулировать и обосновать цель и принципы осуществления биомеханических измерений при протезировании;

- разработать метод анализа биомеханических характеристик ходьбы, позволяющий выявить и конкретизировать возможные дефекты протезирования;

- детально изучить временную структуру шага и на этой основе определить основные информативные для оценки ходьбы на протезе фазы и интервалы;

- разработать средства измерения биомеханических характеристик ходьбы в 'процессе протезирования: прибор для оперативной оценки временной структуры шага и многозвенные электрогониометры, а также исследовать методические погрешности измерений;

- выявить биомеханические признаки проявления различных дефектов протезирования на основе исследования взаимосвязи между особенностями походок на протезах, возможными дефектами протезирования и биомеханическими характеристиками ходьбы (кинематическими и динамическими) и разработать биомеханические функциональные тесты, позволяющие разделить выявленные признаки на две группы: обусловленные дефектами подгонки протеза и обусловленные недостаточной обученностью ходьбе на нем;

- разработать алгоритм обследования инвалидов, обеспечивающий проведение измерений биомеханических характеристик ходьбы в процессе протезирования.

Методы исследований. Задачи, поставленные в данной работе, решались путем сочетания различных методов исследований.

Изучение взаимосвязи между дефектами протезирования и биомеханическими характеристиками ходьбы проведено на основе физического моделирования различных дефектов путем целенаправленного ухудшения параметров схемы построения протеза и анализа особенностей формы графиков биомеханических характеристик, соответствующих данному дефекту.

Для экспериментального исследования биомеханических характеристик ходьбы разработана оригинальная многоконтактная электроподографическая методика и прибор для оперативной оценки временной структуры шага, использован потенциометрический метод измерения межзвенных углов с помощью новых многозвенных

электрогониометров. Также использованы динамография на основе трехкомпонентных динамометрических платформ и

ихнодинамографическая методика.

Методические погрешности измерений межзвенных углов и временных интервалов шага исследованы при помощи физического моделирования погрешностей, соответственно как на специально разработанном стенде, так я с помощью набора подографических датчиков различной конструкции.

Сбор и регистрация данных биомеханических исследований осуществлена с использованием светолучевых и электронных осциллографов (в условиях протезно-ортопедического предприятия) и автоматизированно на ЭВМ (в условиях лаборатории института). Обработка результатов исследований проведена с применением методов математической статистики на ЭВМ.

Научная новизна работы состоит в следующем:

- разработана методология осуществления биомеханических измерений в практике протезирования я определены конкретные пути комплексного решения этой проблемы;

- предложен, теоретически обоснован и успешно апробирован на практике метод зяэлиза биомеханических характеристик ходьбы, заключающийся е выявлении признаков проявления дефектов протезирования и использующий в качестве оценочного критерия отсутствие этих признаков в ходьбе;

- в процедуру анализа биомеханических измерений введено рассмотрение фактора необученности ходьбе на протезе и разработаны функциональные тесты, позволяющие определить его наличие;

- впервые на основе разработанной многоконтактной

электроподографической методики детально изучена временная

структура шага в нормо и на протезах, получена оценка ее

вариативности, выделены основные информативные для оценки

ходьбы на протезах фазы и введены в рассмотрение новые /

временные интервалы;

- исследованы методические погрешности измерения временных интервалов шага и межзвенных углов.

Практическую ценность работы составляют:

- алгоритм обследования инвалидов, позволяющий совместить биомеханические измерения и проведение разработанных функциональных тестов на обученность с процессом протезирования

и обеспечивающий конкретизацию дефектов схемы построения протеза на основе метода итерационного локального поиска;

- совокупность биомеханических признаков проявления различных дефектов протезирования, выявленных путем исследования особенностей формы графиков характеристик ходьбы (кинематических и динамических) и обеспечивающая получение оценки качества ходьбы на протезах;

- разработанные новые средства измерения биомеханических характеристик ходьбы: многозвенные электрогониометры и прибор для оперативной оценки временной структуры шага, обеспечивающие получение достоверных данных измерений и возможность проведения измерений в процессе протезирования;

- методический подход к решению проблемы осуществления измерений биомеханических характеристик ходьбы в практике протезирования, определяющий направление и создающий конкретные предпосылки для постановки дальнейших исследований и конструкторских разработок в плане дополнения рассмотренного в настоящей работе объема измерений другими биомеханическими характеристиками ходьбы, расширения выявленной совокупности биомеханических признаков проявления дефектов протезирования и оценки их уровня.

Реализация и внедрение. Проведенные исследования и разработки послужили основанием для постановки в рамках плановой темы ЦНИИПП 0КР19-86 опытно-конструкторских работ. Результатом выполнения данной темы явилась разработка биомеханического измерительного комплекса, в состав которого входят принятые Ведомственной комиссией динамометрическая трехкомпонентная платформа (ТУ 213 РСФСР 1-37-вб), многозвенные электрогониометры (ТУ 213 РСФСР 1-49-87) и прибор для оперативной оценки временной структуры шага (ТУ 213 РСФСР 1-88-88).

Для практических работников на основании проведенных биомеханических исследований составлены методические рекомендации по использованию разработанного измерительного комплекса - Приборы и методика для оперативного анализа результатов протезирования нижних конечностей в условиях протезно-ортопедических предприятий. М.: ЦНИИПП, 1987. -27с. (Утверждены начальником Роспротезпрома мсо рсфср и одобрены Ученым советом мсо рсфср).

Разработанный измерительный комплекс и методика его использования при протезировании внедрены в медицинском отделе Московского производственного протезно-ортопедического

объединения (Приказ МСО РСФСР N51 от 17.04.89).

Методика исследования временной структуры шага и прибор для ее оперативной оценки при протезировании внедрены в медицинском отделе Днепропетровского экспериментального протезно-ортопедического предприятия.

конструкторские разработки и методики биомеханических исследований внедрены в ЦНШШП, УкрНИИП и ЦИТО.

Апробация работы. Основные положения диссертации доложены и обсуждены на следующих Международных, Всероссийских и отраслевых конференциях и симпозиумах:

- отраслевая конференция молодых ученых и специалистов (Москва, ЦНИИПП, 1984);

- отраслевая конференция молодых ученых и специалистов (Москва, ЦИЭ7ИН, 1986);

- Научно-практическая конференция, посвященная 70-летию ЛНИИП "Актуальные вопросы современного протезирования и лротезостроення" (Пенкнград, ЛНИИП. 1989);

- I Всероссийская конференция по биомеханике "Биомеханика на защите жизни и здоровья человека" (Россия, Нижний Новгород. 1992);

- VII Международный конгресс общества протезистов и ортезистоз (США, Чикаго,, 1992);

- "Юбилейная научно-практическая конференция - ЦНИИПД-50, СПбНИИП-75" (Москва, ЦНШШП, 1994);

- Международный конгресс по ортопедической и реабилитационной технике (ФРГ, Эссен, 1994);

- II Международный конгресс по биомеханике (Нидерланды, Амстердам, 1994);

- II Всероссийская конференция по биомеханике, посвященная памяти Н.А. Еернштейна (Россия, Нижний Новгород, 1994).

Публикации. по теме диссертации опубликовано 28 печатных работ, в числе которых 5 авторских свидетельств на изобретение, материалы диссертации нашли отражение в 18 рационализаторских предложениях.

объем и структура работы. Диссертационная работа изложена на 146 страницах основного текста, иллюстрирована 53 рисунками

и таблицами и состоит из введения, пяти глав, заключения, приложения и включает список литературы из 151 источника, из которых 53 на иностранных языках.

содержание работы

Во введении обоснована актуальность работы, сформулированы цель и задачи, отмечены научная новизна и практическая значимость работы.

глава 1. аналитический обзор состояния вопроса

В доступных нам литературных источниках удалось обнаружить сравнительно небольшое количество работ, посвященных решению проблемы осуществления измерений биомеханических характеристик ходьбы при протезировании (И.Ш. Морейнис и Г.П. Гриценко, 1972; J. Perry, 1974; В.И. Корюкин, И.Ш. Морейнис и ДР., 1974; М.Д. Ежов, 1974; А.И. Богомолов и C.B. Маркевич, 1975; В.М. Макаров, 1976; A.B. Саранцев, Б.В. Шишкин и др., 1979).

Большинство этих работ так и не было доведено до практического использования, а те из них, которые апробировались в медицинских отделах протезно-ортопедических предприятий оказались малоэффективными на практике.

Главная причина такого положения видится в том, что разработчики ставили своей основной задачей количественно оценить качество протезирования. В результате предпринимались усилия определить к какой категории качества можно отнести данный конкретный случай. По существу, предпринималась попытка распределить ответственность за конечный результат протезирования между членами экспертной комиссии или показаниями каких-либо приборов.

С нашей точки зрения, цель биомеханических измерений -предоставить врачу-протезисту дополнительную информацию о дефектах протезирования, использование которой позволит ему принять более обоснованное (чем на базе только визуальных наблюдений и мнения инвалида) решение о возможности и путях улучшения качества ходьбы на протезе.

На основе критического анализа предшествовавших работ с учетом выделенной выше цели измерений сформулированы и обоснованы основные методологические принципы осуществления биомеханических измерений при протезировании:

- измерения должны проводиться непосредственно во время подгонки протеза и при необходимости - многократно, а не только на заключительном этапе при выдаче протеза;

- должна быть обеспечена возможность измерения как интегральных (отражающих наиболее общие особенности функционирования опорно-двигательной системы), так и локальных (отражающих ' более частые вопросы функционирования опорно-двигательной системы) характеристик ходьбы для конкретизации дефектов протезирования и оценки влияния локальных коррекций в протезе на качество ходьбы в целом;

- при анализе данных измерений должен учитываться фактор необученности ходьбе на протезе.

Отдельно рассмотрен вопрос требуемой информативности измерений, обеспечения их конкурентоспособности с клиническими оценками. Сделан вывод, что метод анализа биомеханических характеристик может быть основан на рассмотрении особенностей формы графиков зависимостей с позиции биомеханической целесообразности и управления движением. это позволит предоставить в распоряжение протезиста дополнительную информацию об особенностях походки на протезе, о налички возможных дефектов движений.

ГЛАВА 2. МЕТОДИКА ИССЛЕДОВАНИЯ И АНАЛИЗА БИОМЕХАНИЧЕСКИХ ХАРАКТЕРИСТИК ХОДЬБЫ

В главе обсуждаются методические вопросы использования нормы и "условной нормы" для анализа биомеханических характеристик при протезировании. Предложен и теоретически обоснован новый метод анализа, определено направление исследования биомеханических характеристик ходьбы.

Биомеханическая информация, полученная в результате традиционного метода анализа, заключающегося в формальном количественном сравнении данных с нормой (набором параметров движения, соответствующих среднестатистическому здоровому человеку), оказывается малоэффективной при протезировании.

Такие сравнения с нормой не корректны в силу того, что не учитываются отличия в скорости ходьбы здорового человека и на протезе. Методически неверно, также, проводить количественные сравнения с параметрами ходьбы здорового человека с низкой скоростью (область скоростей ходьбы на протезе), поскольку

данный режим ходьбы для здорового человека энергетически не оптимален.

Более корректно при анализе данных биомеханических измерений было бы исходить из "условной нормы", то есть параметров, соответствующих наилучшему результату

протезирования в случае протеза голени, бедра и т.д. Однако, здесь обнаруживается целый ряд методологических проблем, требующих решения перед определением "условной нормы". Необходимо, в первую очередь, формализовать понятие "наилучший результат протезирования" и определить оптимальный (с точки зрения практического использования) уровень детализации отличий как антропологических, так и обусловленных видом конструкции протеза между однородными группами инвалидов, составляющих "условную норму".

Исходя из задач практического протезирования и на основе рассмотрения действий протезиста при подгонке протеза и определения характера информации, которой он пользуется, предложен другой критерий анализа биомеханики ходьбы на протезе.

В качестве базы для сравнения протезист использует ке норму, а массив отличительных признаков (дефектов движения) от некоторого ".правильного" стереотипа, который зависит как от индивидуальных особенностей опорно-двигательной системы конкретного пациента, так и от функциональных возможностей конструкции протеза.

Подобный подход предложено использовать и при рассмотрении данных биомеханических измерений: оценивая степень отклонения графиков биомеханических зависимостей от формы, типичной и целесообразной с точки зрения принципов управления движением, можно выявить точные биомеханические признаки дефектов движения и установить возможную связь с особенностями подгонки протеза, т.е. выявить биомеханические признаки -дефектов протезирования.

Важным преимуществом предлагаемого подхода, по сравнению с традиционным методом анализа, является то, что в качестве критерия используется не отличие от какого-то эталона (нормы или "условной нормы"), а - отсутствие биомеханических признаков дефектов протезирования, т.е. уже не утверждается, что по выбранным параметрам произошло приближение к эталону на определенную величину, а устанавливается, что ходьба инвалида

не содержит биомеханических признаков, соответствующих вполне определенным дефектам протезирования. это позволяет не просто оценить результат, но и активно и целенаправленно корректировать подгонку протеза на основе данных измерений.

Показано, что предложенный критерий оценки качества ходьбы на протезе не противоречит научно-философскому определению понятия нормы.

Разработанный метод анализа биомеханических характеристик ходьбы предопределил принятую методику исследований физическое моделирование различных дефектов путем целенаправленного ухудшения параметров схемы построения протеза и выявление особенностей формы графиков биомеханических характеристик, соответствующих данному дефекту.

Таким образом, при исследованиях на первый план выдвигается физическая трактовка причин отклонений графиков соответствующих зависимостей от формы типичной и биомеханически целесообразной. Такой анализ практически невозможен без выделения фаз и интервалов шага, соответствующих вполне определенным двигательным задачам, решение которых приводит к осуществлению такого локомоторного акта как ходьба. Именно по этой причине в работе большое внимание уделено исследованию временной структуры гаага.

глава 3. исследование временной структуры шага

Проведен анализ состояния вопроса, который показал, что в настоящее время в литературе отсутствует единая точка зрения относительно того, какие фазы шага следует выделять, не приводится достаточно веская аргументация (с точки зрения управления ходьбой), почему измеряются те или иные интервалы. По разному решается вопрос определения необходимого количества электроконтактных датчиков и их месторасположения на подошве обуви. Кроме этого, до сих пор не ставился вопрос исследования методических погрешностей электроподографических измерений. Отсутствует оценка вариативности временной структуры шага.

Очерченный выше круг вопросов определил направление и задачи исследований.

Видимый путь выделения информативных фаз и интервалов состоит в детализации временной структуры шага путем увеличения числа электроконтактных датчиков. В соответствии с этой посылкой разработана многоконтактная методика: десять датчиков

расположены по контуру подошвы (симметрично траектории точки приложения опорной реакции), причем их месторасположение связано с анатомическим строением стопы. В качестве точки отсчета интервалов был выбран момент начала наступания на опору. Измеряемые интервалы условно разделены на две группы: по моментам прижатия датчиков к опоре (наступание, формирование переднего толчка) и по моментам отрыва датчиков от опоры (отталкивание, формирование заднего толчка).

Экспериментально изучено влияние на результаты измерений линейных размеров датчиков и самого электроконтактного способа измерений. Разработанный способ установки датчиков (с использованием шаблонов с контрольными сечениями, в зависимости от длины стопы) исключил возможность появления вида погрешности, обусловленного невоспропзводимсстью

месторасположения датчикев на подошве. Исследования проводились с помощью девяти комплектов различных видов датчиков (два из них - датчики с порогом срабатывания). Объем выборки в сериях измерений был не менее 23 и доходил до 114 двойных шагов. Толщина датчиков варьировалась от 0,03мм до Змм, а длина - от 5мм до 30мм, ширма была зафиксирована -Юмм.

Установлено, что результаты измерений существенно зависят от линейных размеров датчиков и чтобы не допустить грубых методических ошибок, длина датчиков должна находиться в пределах от 15мм до 25мм, а толщина их должна быть не более 0,9-1,5мм. Такие размеры датчиков позволяют дифференцировать процессы прислоения к опоре внешнего и внутреннего края подошвы обуви, т.е. исследовать перекат во фронтальной плоскости. На основе статистического анализа частоты шагов, в которых реализовывался основной вид последовательности прижатия датчиков к опоре, предпочтение отдано датчикам толщиной 0,9мм с размерами основания 15x10мм.

обнаружено, что как в норме, так при ходьбе на протезах временная структура от шага к шагу наиболее стабильна в фазы двойной опоры, где величина среднеквадратичного отклонения 6* моментов прижатия и отрыва подографических контактов от опоры находится в пределах 10-35мС. Б фазы переноса - значение (? доходит до 100-155мС.

Приведены результаты исследования вариативности временной структуры шага здорового человека в зависимости от типа обуви.

Б случае кожаной подошвы & моментов прижатия датчиков к опоре в два раза меньше, чем при ходьбе в обуви с микропористой подошвой. Кожаная подошва уменьшает возможность регулирования процесса прислоения стопы к опоре (более жесткая).

При ходьбе на протезе бедра возможность проведения регулировок на протезированной стороне резко снижается (число степеней подвижности еще больше уменьшается по сравнению с кожаной подошвой), что проявляется более чем в двукратном уменьшении 6* на протезированной стороне, по сравнению с сохранившейся. Замена одноосного коленного узла на полицентрический четырехзвенный узел, который обеспечивает меньшую функциональную длину протеза, также отразилась на величине вариативности, особенно момента отрыва пятки ка сохранившейся стороне.

значение информации о вариативности временной структуры шага состоит в том,, что она позволила раскрыть особенности управления ходьбой, выделить зоны с различным управлением движением и дать им трактовку, исходя из рассмотрения двигательной задачи в конкретной ситуации (при изменении условий ходьбы).

Проведенные исследования позволили сделать вывод, что фазам переноса и фазам двойной опоры соответствуют качественно различные двигательные задачи, которые сменяя друг друга, непрерывно решаются в процессе ходьбы, соответственно, - вынос конечности вперед и нагружекке ее весом тела. Эта посылка подтверждается целым рядом известных фактов. Во время двойной опоры задействованные мышцы развивают большее усилие, чем при переносе конечности (Я.Л. Славуцкий,1982; A.C. Витензон, 1975). Длительность фазы двойной опоры в большей степени, чем длительность фазы переноса, зависит от скорости ходьбы (Я.Л. Славуцкий,1982; В.Е. Панфилов,1970; A.C. Витензон, 1974). И, наконец, в эти фазы существует различная степень автоматизации движения (R. Nakaraura, 1984).

Таким образом, временную структуру каждого цикла ходьбы можно определить как совокупность четырех фаз шага - две двухопорные (в зависимости от того, какая нога впереди - левая или правая) и две переноса (соответственно, левой и правой ноги).

Б рамках выделенных выше основных четырех структурных единицах шага обозначены новые интервалы, косвенно характеризующие запас устойчивости при ходьбе: -Ьо опора на всю стопу правой (левой) ноги, когда с опорой одновременно соприкасаются датчики, установленные на каблуке и под головками первой и пятой плюсневых костей; -Ьх интервал от момента отрыва от опоры левой (правой) ноги до начала опоры на всю стопу правой (левой) ноги; интервал от момента окончания опоры на всю стопу правой (левой) ноги до начала опоры левой (правой) ноги.

Запас устойчивости в фазы двойной опоры главным образом обеспечивается динамической компонентой (ускорение ОЦМ), а во время опоры на всю стопу - статической компонентой устойчивости (площадь опоры). В интервалы и запас устойчивости, по нашему мнению, минимальный, причем чем больше длительность этих интервалов, тем в большей степени проявляется динамическая компонента устойчивости.

глава 4. приборы для измерения биомеханических характеристик ходьбы

Обоснован выбор и проектирование средств измерений е составе комплекса, специально предназначенного для использования при протезировании. В соответствии с сформулированными в главе 1 принципами осуществления биомеханических измерений в качестве определяющего выдвинуто требование оперативности сбора и ■представления данных при обеспечении комплексности оценки ходьбы на протезе (измерения как интегральных, так и локальных характеристик).

Повышенное внимание также уделено вопросу обеспечения требуемой полосы пропускания частот средств отображения данных, поскольку разработанный в главе 2 метод анализа на первый план выдвигает изучение особенностей формы графиков зависимостей. Выбор был остановлен на двухканальном осциллоскопе с дискретной памятью .ОС2П-01 с полосой пропускания 100Гц.

Динамические характеристики в основном отражают наиболее общие особенности функционирования опорно-двигательной системы и могут рассматриваться как интегральные характеристики ходьбы. Трехкомпонентные динамометрические платформы для измерения опорных реакций полностью отвечают требованию оперативности, они широко, используются не только за рубежом, но и в нашей

стране. В ЦНЙИПП нами была' также разработана платформа (ТУ 213 РСФСР 1-37-86), которая и вошла в состав комплекса средств измерений.

В состав комплекса была отобрана ' незаслуженно забытая достаточно простая ихнодинамографическая методика (Я.с. Якобсон и др., 1958), основанная на применении резинового коврика, на одной из сторон которого имеются выступы конической формы с закреплением на вершине. Полученные на бумаге при наступании на коврик отпечатки следа стопы позволяют оценить пространственно-силовые характеристики переката.

Более детальный анализ ходьбы может быть проведен на основе рассмотрения кинематических характеристик, таких как межзвенные углы и временная структура шага (их можно условно отнести к локальным характеристикам).

Известно большое количество различных конструкций электрогониометров для измерения межзвенных углов. В результате критического анализа выделена группа так называемых многозвенных электрогоннометров, механизм датчика которых обеспечивает несколько степеней свободы и благодаря этому в той или иной степени кинематическую совместимость с суставом. Эта конструктивная особенность качественно повышает достоверность измерений.

За основу при разработке нами был принят электрогониометр с пятью степенями свободы (С.Р. Гарбер и др., 1983). Измерительная система датчика состоит из последовательно соединенных двумя жесткими звеньями трех измерительных шарниров-потенциометров, расположенных в виде треугольника, суммирование поворотов этих шарниров (их оси перпендикулярны сагиттальной плоскости) обеспечивает измерение взаимноугловых перемещений смежных сегментов, на которых установлены шины. Причем, результат измерений не зависит от поступательных движений шин в сагиттальной плоскости, т.е. не требуется совмещения центров вращения датчика и сустава (или полицентрического шарнира протеза). Это преимущество выгодно отличает данную конструкцию среди прочих, что и определило наш выбор.

Принципиально переработана электрическая часть электрогониометра (защищена авторским - свидетельством на изобретение): суммирование поворотов шарниров-потенциометров

осуществляется путем последовательного включения в обратную отрицательную связь операционного усилителя потенциометров, смонтированных по реостатной схеме включения. Разработанная электрическая схема обеспечивает не более 0,5% нелинейности передаточной характеристики преобразователя электрогониометра в диапазоне изменения ыежзвенного угла +е50.

Существенной доработке была подвергнута также и механическая часть электрогониометра (защищена авторским свидетельством на изобретение). Конструкция была доработана с целью обеспечения всех шести степеней свободы, т.е. полной кинематической совместимости с суставом. Кроме этого, были введены две направляющие штанги, позволяющие при установке на человеке изначально обеспечить параллельность измерительной плоскости электрогониометра (плоскость, которой перпендикулярны оси шарниров-потенциометров) плоскости, в которой

осуществляется измеряемое движение. Выполнение одного из вспомогательных шарниров с возможностью фиксируемой регулировки в пространстве направления его оси позволяет обеспечить параллельность оси ротации сегмента тела с осью этого шарнира, т.е. отфильтровать ротационные движения.

Наличие при установке отмеченных выше перекосов (непараллельностей) всего лишь в пределах 20-25» приводит к погрешности измерений в 10-15% (в диапазоне +70°). Таким образом, разработанная конструкция позволяет существенно повысить точность измерений путем исключения методических погрешностей, обусловленных неправильной ориентацией шарниров электрогониометра.

Однако, на практике обеспечить требуемую установку электрогониометра точнее чем 2-3 о невозможно. Поэтому при исследовании методических погрешностей измерений было проведено физическое моделирование всевозможных перекосов в диапазоне +5о. специально разработан стенд, обеспечивающий моделирование требуемых перекосов и возможность изменения угла между точками закрепления электрогониометра в диапазоне +90°.

Установлено, что с точки зрения обеспечения максимума площади, внутри которой, не нарушая работоспособности датчика, может располагаться центр вращения задатчика угла, электрогониометр следует устанавливать так, чтобы расстояние между крайними шарнирами-потенциометрами было бы

равно 110 - 130мм (при длине жестких связей между соседними шарнирами 70мм). Это позволило существенно уменьшить количество моделируемых случаев и ограничить их всего 96 сериями измерений. Погрешность в каждой серии оценивалась на основе сравнения измеренной передаточной характеристики

электрогониометра с теоретической (когда перекосы отсутствуют). Оказалось, что погрешность работы электрогониометра определяется не наличием возможных перекосов (в исследованном диапазоне), а разрешающей способностью используемых шарниров-потенциометров ПТП-ll и не превосходит величину в +1,2° (р<0,005).

Разработана оригинальная система крепления

электрогониометров как на сохранившейся конечности, так и на протезе, а также устройства для калибровки и монтажа электрогониометров.

Для оценки временной структуры шага, измерения выделенных в главе 3 фаз и интервалов, был разработан специальный прибор, описание которого также приведено в настоящей главе.

Прибор расчитан на использование в комплекте с набором специальной обуви, на подошве которой заг.реплоку четыре электроконтактных датчика: на каблуке, носке и под головками первой и пятой плюсневых костей (линейные размеры датчиков выбраны на основании результатов исследования методических погрешностей измерения временной структуры шага). Специальная обувь позволяет обеспечить оперативность проведения измерений, высокую надежность крепления датчиков на подошве и стандартизовать зависимость результатов измерений от физико-механических характеристик обуви.

Обеспечена возможность проведения измерений как в режиме произвольно выбранного одиночного шага, так и вычисление средних значений длительности двух фаз переноса к двух фаз двойной опоры за 10 шагов (в нескольких проходах).

Поскольку обилие цифрового материала может существенно затруднить для практического врача непосредственную его оценку, было найдено компромиссное решение. Данные об особенностях переката во фронтальной и сагиттальной плоскости представляются прибором в качественном виде.

На лицевой панели прибора расположены две группы по четыре светодиода, каждый из которых электрически связан о

соответствующим датчиком на подошве обуви левой или правой ноги. Если во время ходьбы датчик соприкасается с опорой, то соответствующий ему светодиод "горит", причем продолжительность его свечения равна времени соприкосновения датчика с опорой. Такой принцип отображения информации оказался весьма эффективным для выявления дефектов в схеме построения протеза.

Приведены принципиальные электрические схемы основных функциональных блоков прибора, временные диаграммы его работы. Использование оригинальных триггерных схемотехнических решений позволяет исключить влияние "дребезга" электроконтактных подографических датчиков и различных артефактов ходьбы на результаты измерений.

глава 5. методика оперативного выявления дефектов протезирования

Материалы данной главы, сделанные обобщения и выводы основаны на проведенных биомеханических исследованиях ходьбы более чем 300 инвалидов с протезами голени и бедра. Исследования в основном проводились в условиях практического протезирования в медицинском отделе Московского производственного протезно-ортопедического объединения, где был установлен разработанный комплекс средств измерений (его структура описана в главе 4).

На рисунке представлен разработанный алгоритм проведения обследования инвалидов, который позволяет рационально совместить биомеханические измерения и проведение функциональных тестов на обученность ходьбе с процессом протезирования. Алгоритм связывает принятие решения о проведении измерений или их продолжении с клинической оценкой опорно-двигательного аппарата инвалида, особенностями ходьбы на протезе и проверкой предположений о наличии дефекта протезирования.

Использование в алгоритме принципов метода итерационного локального поиска позволяет сократить объем одновременно проводимых измерений при обеспечении необходимой конкретизации дефектов в протезе.

Одни и те же биомеханические признаки дефектов протезирования могут, быть равновероятно вызваны как дефектами самого протеза, так и недостаточной обученностыэ ходьбе на нем. Для однозначного определения причин, обусловивших появление в

Рис. Алгоритм проведения обследования инвалидов

ходьбе признаков дефектов протезирования, разработаны биомеханические функциональные тесты на обученность ходьбе на протезе.

При разработке тестов была поставлена задача обеспечить проверку способности инвалида решать основные двигательные задачи ходьбы на протезе. В основу ряда тестов положены упражнения, используемые при обучении ходьбе. Контроль за выполнением тестов (упражнений) осуществляется на основе измерения в реальном масштабе времени биомеханических характеристик.

Рассмотрены следующие тесты на умение: удерживать равновесие при опоре только на протезированную конечность, переносить вес на протезированную конечность во фронтальной плоскости, динамично нагружать протезированную конечность в сагиттальной плоскости, нагружать протезированную конечность во время ходьбы, обеспечить координированное взаимодействие конечностей во время ходьбы, контроль выполнения тэстов на нагружение проводится на основе измерения вертикальной составляющей опорной реакции.

Следует выделить еще один достаточно интересный аспект применения тестов. Во время их проведения инвалид ставится в условия правильного пользования протезом (например, нагружать его должным образом), что позволяет выявить такие дефекты, которые могли бы остаться невыявленными при обследовании "привычного" режима ходьбы.

На примере исследования динамических (опорных реакций и ихнодинамограмм) и кинематических (межзвенных углов) характеристик ходьбы рассмотрены проявления конкретных дефектов протезирования на форме графиков зависимостей. Выявлена совокупность биомеханических признаков дефектов протезирования, путем физической трактовки причин отклонений графиков от формы типичной и биомеханически целесообразной.

При изучении особенностей формы графиков выделены следующие основные признаки их деформации.

В случае вертикальной составляющей опорной реакции анализируется: расположение экстремумов выше или ниже уровня веса инвалида, смещение глобального минимума вправо или влево, появление дополнительных (локальных) минимумов, П или Л -

образная форма графика, наличие "ступенек" на переднем фронте и т.д.

В случае ихнодинамограмм на отпечатках следа стопы выделяются зоны с наибольшими диаметрами пятен и анализируется их расположение относительно контура следа стопы (по наружному краю или внутреннему, охватывают весь носочный отдел или только его среднюю часть и т.п.), а также форма пятен (круглая, эллипсообразная, в виде запятой).

В случае межзвенного голеностопного угла анализируется: наличие четко выраженных зон подошвенного и тыльного сгибания, наличие точки перегиба при переходе от подошвенного к тыльному сгибанию, овальная или плоская форма графика в зоне тыльного сгибания, появление дополнительного подошвенного сгибания, наличие колебательного процесса на переднем фронте подошвенного сгибания, вариативность фермы графика от шага к шагу и т.д.

Информация, получаемая с помощью прибора для оперативной оценки временной структуры шага, позволяет Еыделить следующие признаки дефектов протезирования.

Отличие длительности фаз двойной опоры более чем на 30-40мС является признаком неудовлетворительной походки на протезе, чаще всего обусловленной недостаточной обученностью инвалида ходьбе.

Соотношение длительностей фаз переноса характеризует ритмичность походки. При ходьбе на протезе голени допустим (нарушение ритма мало заметно) коэффициент ритмичности в пределах 0,87-0,90 или отличие в абсолютном значении между длительностью фаз переноса должно быть не более 50-70мС. Чем ниже возможности опорно-двигательного аппарата инвалида, чем короче культя, тем сложнее управлять протезом и тем больше может отличаться от единицы коэффициент ритмичности. В случае протеза бедра допустимым может считаться коэффициент РИТМИЧНОСТИ 0,82-0,85 (90-110МС).

Информация, получаемая с помощью светодиодов, расположенных на лицевой панели прибора, позволяет качественно оценить особенности переката стопы. Напомним, что на подошве установлено четыре датчика: 1 - на каблуке, 2 - на внешнем.крае подошвы, -3 - на внутреннем крае подошвы, 4 - на носке.

Если перекат стопы происходит правильно, то светодиоды будут последовательно, в соответствии с присвоенными им

номерами, переключаться, создавая зрительное впечатление равномерности переката.

При наличии дефектов в схеме сборки протеза нарушается последовательность переключения светодиодов, ряд из них может вообще не срабатьтать (например, при отведении протеза в сторону 2 светодиод при стоянии или во время ходьбы не светится) или срабатывать несколько раз во время переката (например, светодиод 1 при "подпрыгивании" на пятке). Рассмотрен также целый ряд других вариантов срабатывания светодиодов, соответствующих различным дефектам сборки протеза.

основные результаты и выводы

1. Анализ биомеханических характеристик ходьбы при протезировании целесообразно проводить на основе разработанного метода, заключающегося в выявлении признаков проявления дефектов протезирования к использующего в качестве оценочного критерия отсутствие этих признаков в ходьбе.

2. На примере исследования динамических (опорных реакций и ихнодинамогоамм1 и кинематических (межзвенных. углов) характеристик ходьбы выявлена совокупность биомеханических признаков дефектов протезирования, путем физической трактовки причин отклонений графиков зависимостей от формы типичной и биомеханически целесообразной.

Признаки дефектов протезирования могут быть разделены на обусловленные дефектами подгонки протеза и обусловленные недостаточной обученностью ходьбе на нем с помощью разработанных биомеханических функциональных тестов на обученность ходьбе.

3. Впервые на основе разработанной многоконтактной электроподографической методики детально изучена вариативность временной структуры шага в норме и на протезах.

Установлено, что как в норме, так при ходьбе на протезах временная структура от шага к шагу наиболее стабильна в фазы двойной опоры, где величина среднеквадратичного отклонения 6" моментов прижатия и отрыва подографических контактов от опоры находится в пределах 10-35МС. В фазы переноса - значение б' доходит до 100-155мС.

Увеличение вариативности временной структуры шага при изменении условий ходьбы является результатом проявления дополнительных регулировок в соответствующие фазы шага. В случае ходьбы на протезах величина вариативности в основном определяется не уровнем ампутации (протез голени или бедра), а тем, насколько комфортны условия ходьбы и насколько инвалид обучен ходьбе на протезе. При выполнении этих двух условий максимальная оценка & длительности фаз двойной опоры и переноса составляет, соответственно 25мс и 35мС.

4. Один цикл ходьбы (период двойного шага) предложено рассматривать как сумму длительностей двух фаз двойной опоры и двух фаз переноса. Соотношение длительностей фаз переноса характеризует ритмичность ходьбы: хорошему качеству ходьбы на протезе голени соответствует коэффициент ритмичности не менее 0,87 - 0,90, в случае протеза бедра допустимым может считаться значение в 0,82 - 0,85. отличие фаз двойной опоры более чем на 30-40мс является признаком неудовлетворительной походки на протезе, в рамках выделенных основных четырех структурных единицах иага обозначены новые интервалы, косвенно характеризующие запас устойчивости при ходьбе.

5. Разработанный алгоритм обследования инвалидов позволяет рационально совместить биомеханические измерения и проведение функциональных тестов на обученность с процессом протезирования. Алгоритм связывает принятие решения о проведении измерений или их продолжении с клинической оценкой опорно-двигательного аппарата инвалида, особенностями ходьбы на протезе и проверкой предположений о наличии дефекта протезирования. Использование в алгоритме принципов метода итерационного локального поиска позволяет сократить объем одновременно проводимых измерений при обеспечении необходимой конкретизации дефектов в протезе.

6. Разработаны новые средства измерения биомеханических характеристик ходьбы: многозвенные электрогониометры, обеспечивающие кинематическую совмещенность с суставами и полицентрическими шарнирами протеза, и прибор для оперативной оценки временной структуры шага, позволяющий благодаря выбору соответствующего месторасположения контактов (и их размеров) на подошве обуви и разработанному способу отображения данных оценить ритмичность ходьбы и выявить признаки наличия дефектов

в схеме построения протеза как в сагиттальной, так и во фронтальной плоскости.

7. В результате исследования методических погрешностей биомеханических измерений установлено:

- результаты измерения временной структуры шага существенно зависят от линейных размеров электроконтактных датчиков, установленных на переднем отделе по краю подошвы обуви, и чтобы не допустить при измерениях грубых методических ошибок, длина датчиков должна находиться в пределах от 15мм до 25мм, а толщина их должна быть не более 0,9-1,5мм;

~ погрешность измерения межзвеннкх углов в крупных суставах и шарнирах протеза при помощи разработанных многозвенных электрогониометров не превосходит ±1,2° (р<0,05).

разработанная методика оперативного выявления дефектов протезирования и средства измерения биомеханических характеристик ходьбы успешно апробированы при протезировании. На практике подтверждена правильность разработанного подхода к решению проблемы совмещения измерений с процессом протезирования. Установлена возможность активно ч целенаправленно влиять в процессе протезирования на формирование конечного результата, качественно улучшая реабилитацию инвалидов.

СПИСОК ОСНОВНЫХ РАБОТ, ОТРАЖАЮЩИХ СОДЕРЖАНИЕ ДИССЕРТАЦИИ

1. Саранцев A.B., Гарбер С.Р., Лисица И.Б. Анализ взаимодействия подошвы обуви с опорой по временным характеристикам шага. - Протезирование и протезостроение, 1983, вып.66, М.: ЦНИИПП, с.108-116.

2. A.c. 1109129 СССР, ИКИ5 А61В 5/10. Многозвенный электрогониометр (Лисица И.Б., Саранцев A.B., Гарбер С.Р.). -опубл. в Б.И., 1984, N31.

3. Лисица И.Б. Роль фазы двойной опоры при нормальной

ходьбе в произвольном темпе. - Протезирование и

протезостроение, 1984, вып.69, М.: ЦНИИПП, с.105-113.

4. Лисица И.Б. Методические погрешности измерения временной структуры шага. - Протезирование и протезостроение,

1985, ВЫП.71, М.: ЦНИИПП, С.113-122.

5. Гарбер С.Р., Ежов М.Д., Жиляев A.A., Лисица И.Б., Саранцев A.B. Система автоматизированного сбора данных биомеханических исследований ходьбы с помощью мини-ЭВМ "Искра 226.6". - Протезирование и протезостроение, 1985, вып.72, М.: ЦНИИПП, С.110-124.

6. Саранцев A.B., Лисица И.Б., Зуевский С.Э. Оперативный сбор и анализ биомеханических характеристик ходьбы для оценки результатов протезирования. - Протезирование и протезостроение,

1986, ВЫП.74, М.: ЦНИИПП, с.15-29.

7. Лисица И.Б., Саранцев A.B. Исследование вариативности временной структуры шага. - Протезирование и протезостроение,

1986, ВЫП.74, М.: ЦНИИПП, с.77-93.

8. Лисица И.Б., Саранцев a.b. Прибор для оперативной оценки временной структуры шага. - Протезирование и протезостроение, 1987, вып.77, м.: ЦНИИПП, с.98-112.

9. Лисица И.Б., Саранцев A.B. Выявление дефектов протезирования нижних конечностей с помощью биомеханических функциональных тестов. - Протезирование и протезостроение,

1987, вып.80, К.: ЦНИИПП, с.64-68.

10. Лисица И.Б. Использование биомеханических характеристик ходьбы для улучшения реабилитации инвалидов на протезно-ортопедических предприятиях. - В сб.: Актуальные вопросы врачебно-трудовой экспертизы и реабилитации больных и инвалидов. М.: ЦИЭТИН, 1967, С.114-117.

11. Саранцев A.B., Сайманов Б.М., Лисица И.Б. Дефекты протезирования больных с культями нижних конечностей и характер их проявления / Обзорная информация. М.: ЦБНТИ МСО РСФСР, 1987, вып.З. -22с.

12. Саранцев A.B., Лисица И.Б., морейнис И.Ш. Приборы и методика для оперативного анализа результатов протезирования нижних конечностей в условиях протезно-ортопедических предприятий / Методические рекомендации. И.:ЦНИИПП, 1987. -27с.

13. Саранцев A.B., Лисица И.Б. Биомеханические признаки компенсаторных изменений в ходьбе для оценки состояния опорно-двигательного аппарата. - В сб.: Биомеханические исследования в травматологии и ортопедии. М.: ЦИТО, 1988, с.8-12.

14. Лисица И.Б., Саранцев А.В. Методика измерения временной структуры шага и использование ее для анализа результатов протезирования нижних конечностей / Обзорная информация. И.: ЦБНТИ МСО РСФСР, 1989, ВЫП.5. -23с.

15. А.с. 1498458 СССР, МКИ* А61В 5/10. многозвенный электрогониометр (Лисица И.Б., Вольдейт А.В., Саранцев А.В., Москвитина А.И.). - Опубл. в Б.И., 1989, N29.

16. Лисица И.Б., Саранцев А.в. Определение временной структуры шага. - Протезирование и протезостроение, 1991, вып.91, И.: ЦНИИПП, с.65-71.

17. Лисица И.Б., Саранцев А.В. Анализ временной структуры шага для выявления дефектов протезирования. - Протезирование и протезостроение, 1991, вып.92, М.: ЦНИИПП, с.52-56.

18. Lisitsa I.B., Golovin V.S. Determination of a temporal step structure. - In: Proceedings of the 7th world Congress of ISPO. Chicago, USA, 1.992, p.331.

19. Головин B.C.,. Лисица И.Б... Богданов В.Р.. Современные-биомеханические средства исследований и развитие протезостроекия. - В сб.: Биомеханика на защите жизни и здоровья человека / Тезисы докладов 1-ой Всероссийской конференции. Нижний Новгород, 1992, с.62-63.

20. Лисица И.Б., Фарбер Б.е., Головин B.C. Биомеханические признаки дефектов движений - критерий оценки качества протезирования. - Ь сб.: Юбилейная научно-практическая конференция ЦНИИПП-50, СПбНИИП-75 / Тезисы докладов. М.:ЦНИИПП, 1994, с.47.

21. Li3itsa I.B., Golovin V.S., Farber B.S. An approach to high quality prosthetics through biomechanical data analysis of motion defects. - In: Second World Congress of Biomechanics / Abstracts. Amsterdam, The Netherlands, 1994, v.l, p.285a.

22. Лисица И.Б., Фарбер Б.е., Головин B.C. Метод анализа биомеханики ходьбы в практике протезирования. - В сб.: 11-ая Всероссийская конференция по биомеханике, посвященная памяти

Н.А. Бернштейна. Нижний Новгород, 1994 (в печати).

___