Теоретические обоснования биомеханики построения протезов и ортезов нижних конечностей тема автореферата и диссертации по механике, 01.02.08 ВАК РФ

»Г Б ОД

1 2 №Ин®?ё.РСТВО СОЦИАЛЬНОЙ ЗАЩИТЫ НАСЕЛЕНИЯ РОССИИ

ЦЕНТРАЛЬНЫЙ НАУЧНО-ИССЛЕДОНАТЕЛЬСКИП ИНСТИТУТ ПРОТЕЗИРОВАНИЯ И ПРОТЕЗОСТРОЕНИЯ (ЦНИН11П)

На правах рукописи

МОРЕЙННГ Игкуснэль Шахнович

ТЕОРЕТИЧЕСКИЕ ОБОСНОВАНИЯ БИОМЕХАНИКИ ПОСТРОЕНИЯ ПРОТЕЗОВ И ОРТЕЗОВ НИЖНИХ КОНЕЧНОСТЕЙ

Специальность 01 02 08 - Биомеханика

Диссертация на соискание ученой степени доктора технических наук в форме научною доклада

Моек до 1994

\П1Ш1СТЕК;ТЬОСОЦ11ЛЛШОП 2ЛШИТЫ НАСЕЛЕНИЯ РОССИИ

ЦЕНТРАЛЬНЫЙ НАУЧНО-НГОЛКДОВАТЕЛЫ'КИЙ ИИСТИПГ ПРОТК'ШГОВАНИЯ И ШЧПЪЗОСТРОКНИЯ (ЦНИИНП)

На правах рукописи

МОРПШШС Пекусиэль Шахноьнч

ТНОРЕТИЧИСКНК ОБОСНОВАН! 1Я . БНОМНХЛНПКП ПОСТРОЕНИЯ ПРОТЮОН II ОРТШОЬ нижних КОНКЧНОСТЕП

Специальность 01.02.03 - Биомеханика

Диссертация на соискание ученой степени доктора технических наук в форме научного доклада

Москва, 1994

Работа выполнена в Центральном научно-исследовательском институте протезирования и протезостроення РФ.

Научный консультант доктор технических наук, профессор Б.С.Фарбер

Официальные оппоненты

Доктор физико-математических наук, профессор В.В. Белецкий

Доктор медицинских наук, профессор A.C. Витензон

Доктор технических наук, профессор С.С. Соловцов

Ведущая организация - Научно-исследовательский институт механики МГУ им.М.В. Ломоносова.

Защита состоится

часов на

заседании Специализированною совета Д 123.02.01 при Центральном научно-исследовательском институте протезирования и протезостроення РФ по адресу: 127486, Москва, ул. Ивана Сусанина, 3.

С диссертацией можно ознакомиться в библиотеке института. Диссертация разослана " JL* 1994 г-

Ученый секретарь Специализированного совета кандидат технических наук ' Н.Г.Никитин

Содержание

Общая характернсго* а работы..................................................................................4

Кратхог содержание 1 иботы....................................................................................................................................8

1. Аналитический обзо ч состояния вопроса....................................................................................8

2. Исходные предпосы жн для разработки биомеханических основ построения протезов и ортезов нижних конечностей...................... 10

3. Оценка энергетических за!рат при ходьбе в норме и на протезах. 12

4. Биомеханические о> ковы выбора рациональной массы протезов нижних конечноеш и ее распределение по сегментам................... 15

V

5. Общий биомеханич :ский анализ построения протеза или ортеза. 21

5.1. Фронтальная п юскость..................................................................... 21

5.2. Сагиттальная илосхость.................................................................. 24

5.3. Кинематическ; я совмещенность.................................................... 26

5.4. Горизонтальная плоскость............................................................... 27

6. Приемные гильзы..................................................................................... 29

7. Сопоставление с д шнымн физиологии-.............................................. 32

8. Некоторые результаты экспериментальных исследований и 38 развития основньх поЬожений...............................................................

Основные результаты и выводы 39

Списох основные работ, опубликованных по теме диссертации 41

ОБЩАЯ ХАРАКТЕРИСТИКА РАБОТЫ

Актуальность проблемы. Многочисленные научные исследования, посвященные вопросам протезирования н протезостроения, имеющие теоретическую н практическую ценность дают основания для разработки систематизированной теории, определяющей принципы биомеханики построения протезов и ортезов нижних конечностей. Первая попытка создать основы "теоретической биомеханики" была предпринята А.П.Малышеным еще в 1928 г. Уже после окончания Великой Отечественной войны в 1^48 голу Н.А. Бернштейн наметил ряд проблем, связанных с созданием протезов нижних конечностей, основанных на изучении фактической структуры и кинематики двигательного аппарата человека. Однако биомеханическая теория протезов н ортезов нижних конечностей до сих пор недостаточно систематизирована как в работах отечественных, так и зарубежных авторов, что приводит при построении и изготовлении протезов и ортезов нижних конечностей к определеннной доле эмпиризма, в лучшем случае грамотного, а иногда изобилующего ошибками.

Современные задачи, связанные с разработкой высокофункциональных протезов и ортезов нижних коне'чностей не могут быть решены только на основе опыта практиков, обладающих знаниями, весьма трудно поддающимися объективизации. Для этой цели существенную помощь окажет попытка систематизировать научные сведения о биомеханике построения протезов и ортезов нижних конечностей, что определяет актуальность предпринимаемой работы.

Цель работы: на основании средств к методов механики, математики при использовании информации о фпдголожм, анатомии, антропологии опорно-двигагельного аппарата человека в норме и тех его состояний, которые волею обстоятельств приводят к нарушениям опорно-двигательно! о аппарата и локомоторных актов, разработать теоретические основы биомеханики построения протезов и ортезов нижних конечностей.

Для достижения указанной цели поставлены следующие задачи:

- разработать исходные предпосылки биомеханических основ построения протезов и ортезов нижних конечностей;

- обосновать закономерности построения протезов и ортезов во фронтальной, сагиттальной и горизонтальной плоскостях:

- разработать методику и оценить энергозатраты при ходьбе в норме и на протезах;

• разработать математическую модель и методом подобия решить задачу о рациональном распределении масс в протезах;

- разработать предложения для практической реализации теоретических основ биомеханики построения протезов и оргезон, основанных на использовании взаимосвязи между индивидуальными характеристиками инвалида и параметрами построения протеза (ортеза);

- разработать особенности конструирования узлов максимальной готовности с использованием модульного принципа и технологии изготовления протезов (ортезов), в том числе приемных гильз;

- предложить методы оценки результатов протезирования по анализу кинематических, динамических и электрофнзиологнческих характеристик.

Тема диссертации связана с планами научно-исследовательских и опытно-конструкторских, работ, выполненных и выполняемых по планам НИОКРв ЦНИИПП, на протяжении 1958- 1993 лг.

Методы исследования. Задачи, наложенные в разделе "Цель работы" решались с помощью теоретических исследований, где использованы методы математического моделирования, компьютерная техника; теоретическая механика, теория механизмов и машин, данные антропологии, физиологии, анатомии, Для экспериментальных исследований применялись стенды и приборы для измерения кинематических, динамических, электрофизнологических и других характеристик локомоторных актов, взаимодействия приемных гильз и культей или сегментов конечности, энергозатрат и друг их методик, приборы для измерения и сборки протезов, в конструировании которых непосредственное участие принимал И.Ш. Морейнис.

Научная новизна. При решении поставленных проблем была поставлена задача изучить и получить следующие новые результаты, которые выносятся на защиту.

1. Разработаны теоретические основы биомеханикн построения протезов и ортезов нижних конечностей, образующие комплекс закономерностей между индивидуальными характеристиками инвалида и параметрами протеза или ортеза, предназначенного данному индивиду.

2. Установлены системы характеристик инвалида (массннерционные, уровень ампутации, степень поражения мышц, рост, пол, возраст, (социальные особенности) и системы параметров протеза или оргеза (взаимное расположение узлов, осей вращения, друг относительно друга, всего протеза или ортеза огноентелыю опорно-двигательного аппарата человека, формы приемной полости); которые определяют индивидуальную схему построения протеза (ортеза), оптимальную для данного инвалида.

3. С применением метода • механического подобия к математическим моделям ходьбы человека в норме и патологии решена задача и разработаны практические методы рационального распределения масс, получившие название "методики балансирования".

4. Разработаны новые методики сбора информации о ходьбе в норме н патологии, позволяющие получать информацию о кинематических, динамических, электрофизнологических характеристик ходьбы в норме II пагологиин; о взаимодействии контактных элементов протеза с культей инвалида; мелодики сборки и котронн при сборке протеза.

5. Создана мгюднка кошроля сборки протеза при соблюдении индивиду; ш.ной порочной с.ммн и степени нормализации ходьбы на

притопах по сравнению с сетесшенной ходьбой. Таким образом вместо нрнниннон-эмпирическою ио.-схо/ы, построение и сборка протезов стала на пути томкшигнн. основанной на применении естественных н точных наук. 6. (Созданы предпосылки для конструирования узлов максимальной гоп»вносш\ получивших далее развитие в принципах модульного конструирования, а также форм и пню» приемных полотен.

Шрпкшческос шачшне и вксл|к-нис {нлу.ил агон работы.

Проведенные научные и -экспериментальные исследования позволили разработан. коретическне основы биомеханики построения протезов к ортезон нижних конечностей. которые стали основой практики протезирования. Они сдали основой лля разработки типовой технологии про1е инчроення. опубликованной и утерждепной для руководства в протезной промышленности РФ; послужили исходным ма!ериалом для 22 техноло! и»сскнх и меюднческих инструкций, предназначенных для использования н практике прокюстросния. Главные резулыаты научных и -экспериментальных разрабоюк послужили исходным материалом для создания многих фрагментов таких учебных пособий, как 'Технолошя протезостросния" (2 издания), "Конструкции протезно-ортопедических изделий", "1\конодано но протезированию" (2 издания), "Пособие для дсрсвопроитиста". "Голь врача н процессе протезирования" (2 издания). На основании пндиви.чуалытых схем построения протезов и ортезов разработано несколько разновидностей контрольно-измерительных и сборочных приспособлений, включенных в состав оборудования типовой техноло!ичсской документации.

Разработаны и внедрены в практику исследовательской работы и опенки' результатов , про!с:шрования методики рстстрации угловых перемещений, упювой скорости и ускорения при ходьбе; методики регистрации траектории перемещения ОЦМ человека при ходьбе: методика балансирования протезов; устройство для решетрашш давлений на культю со стороны приемных гильз; методика определения траектории точки приложения опорной реакции при ходьбе на проекцию следа стопы; конструкции прок-Зои тлени озтубокон посадкой, лечебно-тренировочных протезом бедра; мношническнх протезов Iолени..кулисных механизмов, искусственных стоп со снодообразукпнимн свойствами, новые формы приемных шльз протезов и др. Все чти методы применяются и в настоящее время.

Выполнена совокупность • ангропомс трических исследований, истюльзованнных для создания гаммы узлов для протезов максимальной 1 отонжчти, мо.чулен, ретулт^ювочио-сосдтш тельных устройств, приемных пшь.3. РазраГютанм протрлммы для нога отопки механиков-ортопедов в техникумах ПТУ.

Объем н структура работы Диссертация состоит из введения, 8 глав, основных выводов, списка литературы.

Публикация н обсуждение результатов работы. По теме диссертации опубликовано 225 печатных работ и в том числе 6 учебных пособий, сделано 53 научных доклада; новизна конструкторских разработок нашла отражение в 20 ангорских свидетельствах на изобретение и удостоверениях на рационализаторские предложения. Результаты рабош докладывались на Международных, Всесоюзных, Республиканских конференциях и симпозиумах; 37 научных сессиях ЦНИИПП (Москва 1953 - I960 гг.): семинарах но теории механизмов и машин в ИМЛИ1 ЛИ СССР (Москва I960, 1974 п.): I съезд травмотологов-оргопедов, Рига 1962); V съезд травматологов-ортопедов Украины, Киев 1966 т.); научная сессия ЦИТО (Харьков, 1967); X Всесоюзная конференция но физиологии, биомеханике (Тбилиси, 1968); Конференция но протезированию и протезостроснию Украины (Харьков, 1968); IV Украинская конференция по биокибернетике (Киев, 1969); Российская научно-практическая конференция по протезированию и протезостроению (Москва, 1969); I Республиканская школа по нейробионике ЛИ УССР (Киев, 1971); 1! съезд травмотологов-ортопедов. протезистов республик Прибалтики (Рига, 1978); Совещание по биомедицинской электронике ЛИ СССР (Сисршювск, 1972 i.); Межобластная научная конференция но тракм'нолопш, ортопедии, Протезированию Минздрава РСФСР (Киров, 1972); IV Всесоюзная конференция но бионике АН СССР (Москва, 1973); Симпозиум по теории и практике роботов и манипуляторов (Удина, Италия, 1973); Конференция по электронике и анатомии (Белград, Югославия, 1973); Международная конференция по управлению искусственными источниками (Вел1рад, Югославия, 1975 г.); Всесоюзная конференция по биомеханике (Рига, 1975 г.); IV Всесоюзный симпозиум по вопросам теории механики робою» и манипуляторов (Тольятти, 1976 i.); 1 Всесоюзный съезд по теории машин н механизмов (Алма-Ата, 1977); Республиканская конференция по актуальным вопросам протезирования и прстезостроения (Харьков, 1977); 4-я международная конференция по медицинской н инженерной биолог ии (Сорренто, Италия, 1У77 г.); Международная конференция по роботам и манипуляторам (Польша, Варшава, J977); VI интернациональный симпозиум но биомеханике (США, Балтимора, 1977); VII Всесоюзная конференция по биомеханике (Рига, 1979 г.); Кощресс по биомеханике (Польша, Варшава, 1979 г.); Ill Всесоюзная конференция по проблемам биомеханики (Рига, 1983); Ш Всесоюзное совещание по робототехннческим системам АН СССР (Воронеж, 1984 г.); I Всероссийская конференция по биомеханике (Н-Новгород. 1993 г.).

Крппсое содержание работы.

Глава I. Аналитический обзор состояния вопроса.

Ходьба человека представляет собой сложную координацию просты* чередующихся движений, в которых отчетливо различают фазу опоры и переноса. При ходьбе в норме наблюдается относительно стабильная симметрия для левой н правой конечности. В результате ампутации части нижней конечности или заболевания, у человека нарушается симметрия не только геометрическая, но и статическая, динамическая и кинестатнческая, причем тем большая, чем выше уровень ампутации пли значительны нарушения опорно-дшп-ателыюй и нервной системы конечностей в результате заболевания. Целью протезирования является восстановление функций сокращения потерянных или усеченных мышц и кинестетических ощущений, потерянных в потерянной части конечности или в результате заболеваний и как можно более антропоморфной ходьбы.

Каждый шаг человека в норме сопровождается значительной мышечной работой. Примерная "энергетическая стоимость" двойного шага взрослого человека эквивалентна работе, равной 240 дж, одного шага 120 дж. Ампутация резко меняет распределение энергозатрат мышц сохранившейся и протезированной конечности. Так, усечение одной конечности на уровне голец» приводит к потере ее мышечных энергоресурсов на 60 - 65 %, и на уровне бедра на 70 - 85 %. Это обстоятельство вынуждает оставшиеся мышцы сохранившейся конечности и культи .работать в режиме компенсаторных перегрузок. Расчеты показывают, что инвалид, преодолевавший в день расстояние в 5 км из-за перегрузок нуждается в восполнении энергии, равной 18-20 мДж, при ходьбе в норме в тех же условиях - 5 мДж. Таким образом, одна лишь ходьба переводит инвалида в категорию лиц, занятых тяжелым физическим трудом. Хорошо иллюстрирует факт компенсаторных перегрузок траектория перемещения ОЦМ тела человека при ходьбе в норме и на протезе бедра в ¡проекции на фронтальную плоскость, (рис. I)

При опоре 41а сохранившуюся конечность почти «двое увеличивается вертикальная компонента - подъем ОЦМ вверх, при опоре на протезнровзим)но конечность, более чем вдвое увенчивается поперечное перемещение ОЦМ, появляется хромота. Краткое изложение различий в функционировании опорно-двигатптьиого аппарата человека п норме н при* ходьбе на протезе определяет необходимое! ь п формули ровании «кноинмч бнп^г\а»'Ичго:нх

Рис.) Траектория ОЦМ челоноп при * норме и ил чро 1Г1 - 1' Г1 Г!

предпосылок, которым должно быть подчинено рациональное протезирование.

Нами установлено, что при ходьбе на протезах возникают пермрузкн. Эти перетрузки являются результатом более интенсивной работы мышц и вызывают перетрузку всех физиологических систем человека. Следовательно, постоянное действие nepeipy зок не может быть безразличным для общей жизнедеятельное»! человека. Нот почему одной из главных предпосылок ' рационального протезирования является необходимость подчиняв построение протеза требованию уменьшения энергозатрат на ходьбу. Компенсаторная перестройка мышечной деятельности должна вызывать минимальные перструзкн. ')го требование является главным определяющим при разработке основных элементов конструкций, тсомефни приемных полостей, взаимною расположения шарниров, звеньев протеза и тл-

Очевидной слезет считан, предпосылку, требующую от системы "человек-протез" предельной антропоморфности (человекоподобия). H связи с этом надо, вероятно, чтобы ходьба на протезе не отличалась от ходьбы человека в норме. В качестве убедительного доказательства рациональности требования об антропоморфности укажем, что ходьба, например,' при закрытом замке и коленном шарнире протеза бедра (естественно нарушающего анфопоморфносп.) увеличивает онергозафа ты за шаг на 30 - 40 % по сравнению с ходьбой на протезе, где i олень подвижна относительно бедра. Однако, по медицинским показаниям протез с замком может быть назначен.

Надо , иметь в виду следующую, подтвержденную опытом, предпосылку: чем выше атропОморфность или функциональность протеза, тем ниже энергоемкость ходьбы На нем. Следовательно, повышение антропоморфности не самоцель, а средство для уменьшения -энергозатрат и улучшения'самочувствия инвалида, пользующегося протезом.

И'если главной целью протезирования и прои-зосфоения являемся, прежде Bceix», физическая реабилитация опорно дпнгательното аппарата человека, восстановление функций опоры и движения, естественно прежде pceixj ответить на вопрос о том, что представляет собой антропоморфна« ходьба человека для того, чтобы иметь четкое представление о том, что, чем H каким.образом попытаться восстановить возможности увечного человека выполнять двигательные задачи. Только икая информация позволит решить вопросы теории и практики построения протезой и ортезов.

Аналитический обзор убедительно показывает, что к вопросам исследования ' ходьбы издавна привлекалось внимание представителей различны* исследователей в облает науки и техники множеств офаслей знании. Леонардо да Винчи, Сеченов U.M., Ухтомский, НЛ. Бернштейн, И.П. Артоболевский, А.Н. Кобрннский, В.В. Белецкий, H. Bmtep, M. Вукобрлювич, B.C. Гурфинкель, (1.11. Шулян, Ь.С. Фарбер. Изучались вопросы кинематики и динамики ходьбы, антроиомефии, кинестетических ощущении тл.жным обра юч,'«'ин тайных с характеристиками нормалтной

«одьбы, coil шш.ные и гуманистические аспекты, возникшие в результате страшных п< следствий Великой Отечественной войны.

После 1945 года возникает огромный интерес к созданию методов псследовани i кинематики, динамики, электрофизиологии ходьбы (Смолянски) П.Л., Рошин Г.И., Гурфннкель B.C., Славуцкий ЯЛ.). Изучаются '»fepioiaipaibi ходьбы человека в норме и патологом (И.Ш.Море 1нис. I'.M. Гриценко. В.В. Белецкий, A.M. Формальский, Б.С. Фарбер). II >являются многочисленные конструкции отдельных модулей и узлов нрогпон, в том числе отмеченных государственными премиями (бноолекгр! ческие протезы: А.Н. Кобринский, Б.И. Попов. Я.С. Якобсон, К.И. Поля»', Л.М. Воскобойнпкопа; протезы конструкции В.В. Кононова, В.Б. Подре- кона). Новые формы приемных полостей (С.Р. Санин, Н.Г. Никогснко, И.III. Морейиис); узлы максимальной готовности (С.С. Сол< вцев, Г.Х. Дегтярев, A.M. Соков); котролыю-измернтельная аппарату}!; дня сборки и проверки качества протезов (С.С. Соловцев, И.Ш.' Морейиис1, различные испытательные стенды для оценки ходьбы (Рошин I П., Kopi жин В.И.) и другие мтночисленные разработки, существенно изменившее конструкции и технолошческие приемы изготовления протезно-i |рт(»псднческнх изделий.

Глава 2 Исходные предпосылки для разработки биомеханических основ посцюения протезов и ортов нижних конечноезей.

Если сопоставить протез или ортопедический аппарат с изделием другого назначения.го сравнение будет не в пользу протеза. Все ею механизмы и даже электронные устройства кажутся простыми и безусловно уступаю по своей сложности станку или электронному прибору.

В пейстпнгслмюсти это так, что становится очевидным, если рассматривать протез не отдельно, а во взаимодействии с опорно-двигато ьным аипар.ном человека. Не случайно Н.А. Берниггеин и П.Винер полагав?, что прокз есть устройство, которое, будучи механизмом, должно действо зать по биологическим законам: заменять функции утраченных мышц,- располагать системами для очувствления иди сенсибилизации протезированнной конечности.

Как и при любом исследовании необходимо выбрать ряд предпо» ылок, которые могут сглть основой для разработки теоретических аспектов биомеханики построения про1езов и ортезов.

Наиболее общей может быть ныднинута предпосылка о нормализации локомоторной функции ор1анн<ча. выполняемой онорно дшн-.ислышм аппаратом человека: обобщенно :пу предпосылку можно назвав ппсстаговлеииеч антропоморфной локомонии. Это уючценне делается ятя того, чгобы конк)хЧ|ПироваЧг <лллчу; дело в том, что псредвтагься можно на котяогах. креслах, с помощью костчлей и пр. Пр.еллодшжмзя ггрелпесылка определяе» задачу воссганпглснкя орнчондльиой ;итнчой

ходьбы, Привычной raw человека беи каких либо нарушений опорно-двигательного аппарата.

Ампутация или паралич меняет инерционные состояния тела и ходьба на протезе или аппарате, харакк-ри iyeгея ассимефиен движения.

Предпосылки об уменьшении асснмпрни движений или "принцип симметрии", как далее мы будем называть глу предпосылку, жвивалентны совокунноан феботиний 4) минимальных различиях в характеристиках движений дня сохранившейся и протезированной конечности. Самым обшим проявлением принципа симмсфии будет требование о хотя бы формальной тождественное! и уравнений движения сохранившейся и прогезнрованнной конечности, чю приводит к задачам, решаемым методом механического подобия, когда некоторые сведения о снийсгнах движущихся 1«Л можно получть без нитрирования дифференциальных уравнений. Применение-л от о меюда и рассмотрение уравнений движения приводят к решению задачи об оценке знергемшескнх затрат при ходьбе в норме »тли протезах; о целесообразном распределении масс в протезах и аппаратах, о величинах псрсфузки, неизбежно возникающих в результате ампутации или заболевания конечности и рекомендациям минимизации энергозатрат при ходьбе.

При ходьбе на протезе т олени достаточно надежно осуществляется фиксация под нафузкой межзвенною коленном) yi.ia, отличного от развернутою, за счет возможностей сохранившихся мыит. '>пт возможности исчезаю! при кулые бедра, рашросфа'ненном параличе конечности, чго определяет поиск решений, которые в прак1ике протезостроення получили пишлше "обеспечение иодкосоусюйчивоетн". При более точном определении yiy задачу следует обозначить как фиксацию под иафузкой определенных величин межзвенных упюв, отличных 01 0, но нредошращаютих падение человека. Ьсгестиенно, чтобы такая задача решалась таким построением протеза или аппарата, при котором расход'mepi пи был бы минимален. Разумеется, что, как и в друтттх решениях, возможно использование рашичаых управляемых коленных механизмов н внешних источников -жер|ии. Однако решение таких задач мы оаанляем будущим исследователям.

Рассматривая предпосылку, об обеспечении подкосоустойчнвости, укажем, чю она ирнно;нм к решению важных вопросов о расположении осей в upoieie, искусственной сюпе, ортопедическом аппарате. При этом возникает непростая задача о расположении шарниров протеза нли аппарата опюстельно сохранившихся суставов. В протезах голени -коленные шарниры, в протезах бедра - тазобедренные шарниры, в Аппаратах - нее шарниры являюкн эпдосистемами, так как накладываются на суставы и должны двигайся синхронно шш даже совмешенно, не Препяичвуи jtpyi jipyiy, обеспечивая полную свободу подвижности еаесгвшною супава, облекаемою им. Очевидное!ь такой предпосылки бесспорна, и се езедуи сформулировать late: при носфоеннп протеза нли anil.ip.tl.! Ш.!|>|(,|||>| I и облает счкр.ишпишч н суставов должны обсспе'ним п. miiiM.iiit'!t4 к>ю (i i'Mriiii-imoi-ib

.. _ B.C. Гурфинкель в скос время ввел понятие "функциональная алии» протеза". ile сомневаясь и очевидности требования о равенстве длин (при стоянии) протезированной и сохранившейся' конечности, следует найти такое построение протеза, перенос которого над опорой не был бы затруднен и не грсбоилл дополнительных энергетических затрат н компенсаторных движений.

Каждый 'JiicMcin движения представляет собой простое движение, для которого moivt бьпь получены аналитические характеристики, основаннные не только на экспериментальном материале, но и на математических зависимостях, характеризующих асимметрию, возникающую н результат ампутации: величины перемещений, скоростей и ускорений для одноименных злементон движения на сохранившейся и ампутированной сторонах, которые становятся различными, и ходьба становится ассиметричной.

Мерой аеиммегрми может служить разность или отношение перемещений, скоростей или ускорений одноименных элементов движений, совершаемых сохранившейся и протезированой сторонами. Мера асимметрии может служить крик-рнем опенки результатов протезирования. Действительно, чем меньше or 0 отличается разность или от I отношение соо|вскп»укчши перемещений скоростей или ускорении одноименных элементов движения сохранившейся и протезированной сторон, тем меньше асимметрия движений и лучше результат протезирования.

Мера асиммсфии можст бьпь абсолютов (например г.„|-»0

разность узловых ускорений) или относительной тюшение

действительных ускорений (в поперечном направлении). Изучение предпосылок, уменьшающих меру ассимегрнн и составляет основу поиска теоретических обоежчиний биомеханического построения протезов н ортезов нижних конечное!ей.

Опенка механнчеоой работы, совершаемой мышпамн при ходьбе, прямым способом невозможна. Косвенно эгу работу можно подсчитать, зиая момешы МЫШСЧН.1Х сил. совершающие вращения вокруг осей суставов, и соответствующие узловые перемещения. С точки зрения биомеханики ист доста очной информации, с помонн.ю которой мо-кно оненнп. достоинства и недостатки различных конструкции протезов и характер их построение. ' И'-« в свою очередь не обеспечивает достаточной аргументации о Гжели таничеекой обоаюваиносш построения протеза, выбора ошим.пьнкго 11,1 чичгнии и обм-кзнвнон оценки результатов протезировании* *'чеиг.шо одним из наиболеее существенных критериев опенки реп .чьи тон и чне «ированич мо*сг бьиь- степень утомляемости инвалида при хольГч на проиче. Сутсстиуют разлитые прямые н

Глава X Оценка знс|>1 ст ичсскнх затри i при ходьбе в норме н на протетах.

*

ко венные оценки утомляемости при ходьбе и прежде всего но эгс мозатратам.

Оценим прямые энергозатраты на ходьбу с помощью средств и ме одов механики, основанных на математическом моделировании и сборе

процессе

.»Л

км кматическоЛ и динамической информации эк пернменгальных исследований.

tía рис. 2 nj едставлена дина-Mi ческая модель в Di де девятизвеннной 6i ^кинематической ц> им с И степенями С1 ободы. Сегметы н 1ЖШ1Х конечностей С >едро, голень, пе-у:дний и задний от-I елы стопы) пред-< гавлены четырьмя : ееньями; туловище, иоя, голова и руки -щннм звеном. Под-тжные звенья вращаются вокруг оси сочленений í)¡ с центрами масс, сосредоточенными в точках С(. В качестве обобщенных координат выбраны X, Z горизонтальные и вертикальные перемещения точки О, (центр тазобедрен-' lloro сустава) и <рг углоные перемещения таза и нижних конечностей от вертикали. Предполагается, чгто сегменты тела

человека абсолютно жесткие, т.е. сохраняют постоянные размеры, распределение масс в пределах каждого звена постоянно и не зависит oí мышечною напряжения и взаимною расположения звеньев; звенья имею) постоянные момешы инерции и постоянные положения центров масс

mfA

и.

Рис.2 Динамически модели ходьбы человека

(1|, 1|=сопя<). Связи между звеньями - стационарные, а система -толономная. Движение осуществляется за счет работы мышц тела человека, поэтому при рассмотрении динамической модели в центрах вращения приложены моменты мышечных енл, названные суставными.

Моменты сил трения не выделяются нз моментов мышечных сил. На основании известного из механики принципа освобождения от связей взаимодействие нижних конечностей с опорной поверхностью заменено опорной реакцией, продольная и вертикальная, составляющие которой обозначены К,, II,.В результате этого, составляющие опорной реакции играют роль внешних сил. Дифференциальные уравнения движения выбранной системы составлены в форме уравнений Лагранжа И рода:

(1

ат

= 0.

Движение предложенной системы описывается II дифференциальными уравнениям» второго порядка. В общем виде уравнения могут быть записаны следующим образом:

где

М, = МС41 + 2]а1|[*)с05(ч|) - Ч>|) + Ф|"*(ч>) -

м

|С|[хеох^| ^ (5Н П^К,«¡иср( - К.сояр,),

I).

/

'я

ь„

X' V

4 N

и.

ац.Лр/4 I»; - 1>11, 1 1,,(нр,п<}.к<4).

Здесь Р,- массы се!ментов; длина сегментов; 1(- положение центра тяжести сегментов; в - ускорение • сипы тяжести; р, - радиус инериик сегментов; - обобщенные координаты; Я,, И, - юрнзонгальная н вертикальная составляющие опорной рсакппн; X, X' - соответственно координаты точки приложения опорной реакции, отсчитанные от наиболее выступавшей част нтки н 01 проекции они плюсиефаланювот сустава па горизонтам!-нут плоскость.

Представленные выше уравнения можно использовать дли определения мышечных сил, располагая информацией об изменении обобщенных координат, опорной реакции и точки ее приложения.

Необходимую информацию получаем следующим образом: значения параметров (Р, 1-, 1,р) масс-ннерцнонных и размерных характеристик определяются на основе среднеантропометрическнх данных и модельных экспериментов. Величины обобщенных координат определяются экспериментально при помощи потенцнометрнческих датчиков, а значения их производных - методами численного дифференцирования. Компоненты ускорения тазобедренного сустава по осям X и 2, определяются в процессе вычисления на ЭВМ, исходя из геометрии и кинематики опорной конечности. Опорные реакции регистрируются с помощью дннамографнческон платформы, а точка приложения опорной реакции - с помощью специально разработанной электродлнамотрэфической стельки. Подключаемой к ЭВМ.

Получены данные о ходьбе в норме и на протезах. На рис. 3 представлены моменты мышечных сил, развиваемые при ходьбе в норме.

Помимо нредставленнных графиков разработаны |рафнки моментов при ходьбе на протезах голени и бедра различных конструкщн1 для сохранившейся и протезированной конечностей.

Анализ графиков моментов при ходьбе в норме и на протезах показал, что наиболее энерюемкнм является опорный (80 %) период шага.

Анализ работы, совершаемой монетами мышечных сил на угловых перемещениях, дал пермрузку в 58 % для всех мышц здоровой и протезированннон сторон при культе голени, н 75 % - при кулые бслра по сравнению с суммарной работой мышц обеих конечностей за один двойной шаг в норме.

При сохранении общих затрат энергии мышц двух нот, мало отличающихся от нормы, происходит ощутимое перераспределение па сохранившуюся и протезированную стороны, в значительной мере неизбежное, вызванное компенсаторной перестройкой. Насколько это .безразлично для общей жизнедеятельности ортанизма - не нам судть. Пермрузки ассоциируются с форсированием режимов работы механизмов 11 предааршельным изндсом. Не имея намерения проводить параллели с Человеком, сделаем только вывод о том, что задача уменьшения перегрузок является актуальной, й полное решение ее возможно с помощью протеза с внешними источниками знерпш. Становится также особенно существенной предпосылка о минимальных 'жерт этических за фатах при ходьбе на пр01е1е, коюрон должен быть подчинен поиск целесообразных рекомендаций его построения.

■т} кг»

I г*,*"*

пгг1

■ /г I

I

> •!

-4-/ --<Г-Н-

М и

М,, М2, М„ М4- соответственно моменты мышечных сил в тазобедренном, коленном, голеностопном н

плюснефаланговом суставах

Рнс.З

Глава 4. Биомеханические основы выбори рациональной массы протезов нижних конечностей и ее распределения по сегментам.

Рассматривая вопрос о распределении масс в протезах, ограничимся дтя упрощения только интервалом переноса. Обосновать это можно следующими соображениями.

Когда человек стоит или во время ходьбы опирается протезированной стороной на опору, то вес протеза и его друтс инерционные характеристики в меньшей степени влияют на величину энергозатрат инвалида. Но стоит только оторвать протезированную конечность от опоры, как немедленно начинают сказываться инерционные характеристики системы "культя-протез" на качественную и количественную сторону движения.

Для решения задачи о выборе рациональной массы протеза воспользуемся методом механического подобия и запишем системы уравнений движения, имея ввиду, что каждая из систем уравнении записана дважды для двух моделей, одна из которых имитирует движение сохранившейся (индекс"«:"), а другая - протезированной конечности (нндекс"п").

В таком случае основное требование механического подобия, т.е. требование формальной тождественности уравнений движения обеих моделей будет соблюдаться, если

Х„=Х.. Ъ^Ъ.. (2)

aIje С„. М„

где k = const, ay, ly, Mj - коэффициенты уравнений, суставные моменты.

Для доказательства тождественности уравнений достаточно в уравнения для 11 модели подставить

«ц. kaijc Qj„ = kCij0, MiB - kMtc, (3)

чтобы получить уравнения для первой модели.

Условия 2 позволяют составить ряд независимых пропорций, которые после использования биомеханических констант приводятся в системе трех уравнении с шестью неизвестными, и трафики которых проставлены на рнс.4.

Заметим, что коэффициенты системы уравнений (1) являются комбинациями из инерщюнныд и геометрических характеристик сегментов конечностей тела человека.

На основании мнот очнеленных исследований в области антропологии, анатомии и биомеханики, установлены закономерные связи между характеристиками отельных сегментов тела человека и всего тела. Существенно отмстить, что нссиедования и этой области в настоящее время ведутся по запросам не только протпостроения, но и робототехники, автг.н.ионмон и космической медицины. Хорошо известны относительные линейные р.т «н-ри сет чинов lc-ii.i чиннсы!, ш траленные в "парсах" (II), т де

"П"=— роста человека; относительные массы сегментов (масса всего тела 56

100 %); координаты центров масс (рост человека 100 %); координаты центров суставов в % от роста и от проксимальных суставов; определены также положения парциальных центров масс и радиусы инерции сегментов конечности огт проксимального сустава. Впервые автором выполнены расчеты массы, парциальных центров масс и радиусов инерции культи нижней конечности при различных уровнях ампутации. Сделано это методом апроксимаций с телами вращения, рекомендуемыми справочниками по механике.

вяа культя гооевщ. Ш-культ* яа граямце средне* в срсвхас - положеяяе цеатра ятеЛ трств, IV- «репа» жультя. V- хуяьтя яа транце тяжеста, яяжияе - клячам срспяеЯ ■ асртяеЗ трстя, VI-короттсм культя. Сплошные радяуса яяерцяк.

яяяяя • характерястпш проток с гаяьэоА бедра; вупгтяряые • харотерястякя протеза без гяльзы бедра.'

Второе паю - "голеяь+стопа+обукь".

Выразим конечные результаты этих расчетов в пбл. I и укажем, что они хорошо 'согласуются с многочисленными экспериментальными данными, подученными в результате непосредственного взвешивания трупных материалов, моделей, методом качания, закручивания й тд.

Укажем еще на то. но в табл. I масса культи приводится с учетом и без учета атрофии. Данзые приводятся для культей, классификация которых принята в России.

Таблица I

мм п/п Уровень ампутации Масса ■ V. от культя кассы человека Положение ЦМ культ и от пола 1 % от роста человека $ долях (*/•) сег-исита от колейного густ«»а для голени и от тазобедренного сустааа -для бедра

без атрофия с учетом атрофии статиче-осий радиус радиус инерции

1 2 3 4 ' 5 6 . 7

0. "олень со сил ой 6,40 - 14,04 0,505 0,591

1. <ультя по Пирогову 4,75 3,32 18,19 0,361 0,416

2. саиму; Длинная кулыя голени 4,63 3,24 19,27 0.322 0,382

3. Граница с| едней и 4,00 2,80 20,54 0,272 0,327

нижней трети голени V »

4. Половина голени 3,00 2,10 22,26 0,203 0,288

5. Граница с <едней и 1,93 135 24,40 0,141 0,209

верхней трети голени

б. Короткая культя голени 0,92 0,64 26,50 0,069 ' 0,122

7. Культя бед)« по Гритти 11,58 8,10 42,48 0,437 0,521

б. Длинная кулыя бедра 10,20 7,15 43,24 0,377 0,449

9. Граница «ижней к 8,70 ' 6,08 44,47 0,314 0,357

средней трет и бедра

10. Половин» б.мфа 6,90 4.82 46,63 0,232 0,286

11. Граница средней и 4,85 3,40 48,33 0,144 0,147

верхней тре гн бедра

12. Короткая к /дьтя бедра 2,56 1,79 50,29 0,078 0,130

13. Вычленени • всей ноги 0.00 0,00 52,13 0.000 0,000

Приведенные в этой таблице числа можно назвать биомеханическими константами. ' акое право возникает потому, что средние квадратичные отклонения дп < всех этих чисел в пределах 3 %. Это показали различные «вторы, наши ^следования и, прежде всего, НА.Бернштейн.

Если во> пользоваться информацией таблицы, то графихами (рис. 4) можно восп< льзоваться для определения масс комплексного звена, етатичесхих щдиусов и радиусов инерции для протеза бедра любой конструкции, построить графики и соответствующие расчетные таблицы.

Для шгаострацни приводим параметры распределения Комплексного звена "голень+стопа+обувь" для протезЬ бедра (таблица 2) н таблицу значений ма< сы протеза бедра в зависимости от уровня ампутации н массы человека без учета массы обуви (таблица 3).

Параметры распределения масс комплексного звена "голснь+стопа+обувь" для протеза бедра

Таблица 2

N»6 п/п <Уро(смь ампутации Характеристики комплексного звена (%)

1. 2. 3. Короткая купы я бедра Гранина средней а верхней трети бедра Половина бедра 0.44 0,95 2,02 98,7 69.4 56.5 85,0 71,8 64,8

4. 5. 6. Граница нижней и средней греш бедра Длинная культя бедра Культя бедра по Г риттн 3,10 3.44 4,20 54,5 55,1 58,8 63,6 • 63,9 66,1

Анализ табл. 3 может вызвать удивление, однако лотка закономерностей н зависимости массы протеза от массы инвалида и уровня ампутации достаточно убедшельна: чем короче культя и "легче" пациент, -тем легче должен бып. протез. Некоторые рекомендации еще не согласуются с возможностями техники: кажущаяся большой масса протеза для инвалидов, масса которых более 90 кг при длинной культе, может вызвать ннатинпое мнение. Однако, опыт показывает, что ходьба на протезах с рациональным распределением масс, как правило, менее энергоемка, II сопровождаем« меньшей ассиметрпей между шагом протезированной и сохранившейся коиечиостыо.

Зависимость массы протеза бедра (кг) ог уровня ампутации и массы человека

• Таблица 3

Ц|1(1 Уд>о»гнь Короткая ампутации

п/п Масса человек* Гранина Поло- Граница Длинная Культ*лс

кучыя бедра гср.\исй и средней вши бедра вредней и нижней культя Грнтгв

трети 4>сти

1. 60 0.665 0.970 " Г.612 2,260 2.464 2.920

2. 70 0.708 1,065 1,814 2,257 2.808 3,340

3. 80 0,752 1,160 2.016 2,880 3,152 3.760

4. 90 0.796 1,255 2,218 3,190 3,496 4,180

5. 100 0,840 1,350 2,420 3,500 3,840 4,603

Аналогичные расчеты выполнены для протезов голени, а также для людей пожилого возраста. Подход к про1г,зированию лиц пожилого возраста был основа и на предпосылке, что возрастное снижение физической подготовленности равно увеличению времени выполненпч какой-либо двигательной задачи (ходьбы, бе! а, плавания н з п.)

Если обозначить Т„ - время, вычисленное с поправкой на возраст, Тф -фактическое время, потраченное на выполнение двигательной задачи, то

Т. = К,-Т+

где К, - возрастной коэффициент.

Например, если время, показанное бетупом, умножить на К. для его возраста, то получим время с поправкой на возраст, т.е. время, за которое бегун пробежал бы ату дистантно в возрасте 20 - 34 лег. Так для инвалида 60 лет К, = 0,78.

Масса протезов бедра для инвалидов пожилого возраста (кг)

Таблица 4

Уропсш. ампутации

п/п Масс» человека Короткая I 'ранииа Поло- Граница Длинна* Культя 11

(кг) культи Bqixncii и вина с-рсднсй к культ* Гритти

бедра средней бедра нижней

трети гретн

1. 60 0,532 0,778' "TÎ29~ Ï .180 ' KÎ98 " 2,360

2. 70 0,568 0,850 1.455 2,060 2,250 2,680

3. 80 0,603 1,279 1,632 2,314 2,525 3,015

4. 90 0,639 1,015 1,775 2,558 2,800 3,350

5. 100 0,673 1,0X2 1,945 2,810 3,080 3,620

Следует иметь ввиду, что целесообразное стремление к уменьшению массы современных узлов протеза ис является самоцелью, а средством для рационального распределения масс, например, с помощью балансирования.

Развитие метода балансирования протезов с целыо получения рационального распределения масс привело, - с участием автора, - к разработке новых конструкций протезов и модулей, ставших достоянием практики.

Так в номенклатуру протезов бедра включены конструкция IIH6-44 "протез бедра с балансирующим устройством", в котором используется модуль 24IIJI. особенностью модуля является наличие балансирующею устройства, кинематически связанною с коленом. При ходьбе шток устройства перемещается в трубке толепп, в результате чего меняется положение центра масс, звена "толень-стопа" н, соответственно, величина статическою радиуса. Размеры и амплитуда движения штока регулируется по росту, массе и уровню ампутации инвалида, что делает ходьбу более естественной. Заметим, что при .ходьбе в норме из-за экскурсии мышц, перемещения сухожилий и жидких субстратов такие характеристики конечности, как статический радиус п момент инерции меняют свои значения в различные фазы шат а.

Становится доспынием практики новый "кулисный механизм", также разработанный с участием автора. Дшг/кшие штока кулисного механизма При и тчененнп п.нптыто ме.тшетшот о >т.ча также меняет млгг-

инерцноиные характеристики звена "голень-стопа", что существенно нормали »уст ходьбу на протезе бедра.

Глава;». Общий биомеханический анализ построения протеза или ортеза.

5.1. Фронтальная плоскость.

Найдем условия уменьшения асимметрии для увеличения фронтальной устойчш ости человека при опоре на сохранившуюся и протезированную (протезом или ортопедическом аппаратом) конечности. Для ' этого воспользуемся оценкой меры асимметрии н способом ее уменьшения при изучении элемента движения - поворот тела около оси, проходящей через тазобед! >енный сустав опорной конечности н параллельной направлению движет я.

В >езультате ампутации конечности на любом уровне или атрофии ее, являющейся следствием паралича, общий центр масс тела человека смещается относительно нормального положения вверх, в сторону сохранившейся конечности.

Учитывая это и, используя обозначения на рис. 5, составим уравнение рассматриваемою элемента движения для сохранившейся (с индексом "с") и пораженной (с индексом "п") сторон и образуюем их разность:

1л-|,в,»грд7- и,л« ^-^.мм.-м. (4)

Здесь Р - вес человека, а - расстояние от точки приложения опорной реакции до медиальной плоскости, Ау- поперечный сдвиг общего центра масс.Ь, М - длины конечностей и моменты мышечных сил, - поперечная и вертикальная

составляющие опорной реакмни.

Применяя принцип симметрии, образуем разность между правыми частями уравнений: рассмотрим условия, црн ко-юрых эта разность может быть уменьшена, что равносильно уменьшению кинематической и динамической асимметрии:

У-2^ ; Н^К,.!* (5)

7'аким образом, в каждом конкретном случае протезирования можно уменьшить асимметрию, если при построении протеза или аппарата стремиться к пр1шедсш1к> центра опоры п медиальном направлении •га величину "у", зависящую ог уровня ампутации (Ау) и арактера реакций.

Гис 5

Для практического использования полученного вывода следует с помощьюзлектродинамографа определить К1П,апо уровню ампутации -Ау Н найти величину у. Таким образом, обнаруживается общая тенденция построения протеза или аппарата во фронтальной плоскости для любого уровня ампутации: его дистальная часть должна быть сдвинута в медиальном направления на величину "у". Эта тенденция достаточно хорошо обоснована, в ряде отечественных и зарубежных работ и высказана автором еще в 1957 г. Такая тенденция названа "конвергенцией" и при анатомо биомеханическом анализе построения протезов имеет преимущества перед "диверпфуюшей" схемой построения, т.е. такой, при которой дистальная часть отводится латерально.

Зависимость сдвига ОЦМ от степени атрофии получена экспериментальным путем.

Используя методы механики, данные экспериментальных исследований, можно предложить средние значения величины конвергенции для протезов и аппаратов, которые следует считать исходными и подлежащими коррекции с помощью РСУ при пробной ходьбе. Эти средние значения составляют таблицы, образующие схемы построения протезов и аппаратов, и входят в состав учебных пособий, методических рекомендаций.

Средние значения величины конвергенции приведены в табл. 5 ( Ь -рост человека)

Таблица 5

№М> п/п Уровень ампутация у'/.Ь Ь=16О0 мм 1_=1700 ми 1Я1800 мм

у +16,6 ИИ У +16,6 ми У +16,6 мм

1 2 3 4 5 6 7 8 9

1. Культя по Пирогову 0,049 0,78 0,83 0,88

(Сайму)

2. Длинная культя голени 0,083 1,33 - 1.41 - 1.50 -

3. Граница средней и 0,139 2,23 2,38 2,50 -

нижней трети голени

4. Половина голени 0,186 2,98 - 3,16 3.34

5. Граница средней и 0,233 3,72 3,95 4,20

верхней трети толени

6. Короткая культя голени 0,278 4,45 - 4.72 5,00

7.; Культя бедра по Грнтти 0,324 5,02 21,18 5,50 21,50 5,35 21,85

8. Длинная культя бедра 0,402 ¡5,36 22,42 6,80 22,80 7,22 23,22

9. Граница нижней и 0.662 1Й,54 26,60 11,30 27,30 11,90 27,90

|Ь. средней трети бедра

Половина бедра 1,024 16,19 32,25 17,20 33,20 18,30 34,30

II. Гранина средней и 1,394 22,0 38,60 23,70 39,70 25,00 41,00

верхней трети бедра

12. Короткая кулмя бедра 1,79 50,29 0,078 0,130

Значения "у" для протезов бедра приводятся в отсчете от анатомической оси и от технологической базы построения протеза.

Аналогичным образом произведен расчет величины фронтального сдвига дистальной части аппарата (башмачка), причем, здесь также учтены весовые характеристики ортопедического аппарата, полученные на основании рекомендаций по рациональному распределению масс.

5.2. Сагитяльная плоскость

Ампутация или паралич в каждом конкретном случае характеризуется разной степенью уменьшения суммарных моментов мышечных сил, необходимых для осуществления нормальных локомоций вообще и для замыкания суставов или шарниров во все фазы опоры, в частности, (рнс. 6). Обращает внимание своеобразная особенность построения протезов после двусторонней ампутации и, прея ж всего, на одинаковом уровне.

В этом случае фронтальн .п1 сдвиг ОЦМ очень мал и в основном происходит сдвиг ОЦМ вверх. Очевидно, что при этом у инвалидов возникает тщущение дополнительной тяжести при .одьбе на обычных и даже не очень тяжелых протезах (возникает эффект груза на спине). Несколько понизить юложсине ОЦМ можно с помощью удлинения протезов. Это связано с дополнительными трудностями при двусторонней; мпутации на уровне бедер, но легко реализуется при двусторонней ампутации обеих голеней. Многие рекомендации испытаны с положительным эффектом и стали достоянием практики.

Главным направлением наследования будет согласование построения протеза нни аппарата и остаточных мышечных возможностей с тем, чтобы обеспечи» замыкание сусгавон и шарниров в шггерпале опоры. Таким образом, предполагалось изучить условия, предотвращающие подкашивание в шарнирах или сустат л (подкосоустойчИвость), при минимальных энергетических пиратах. Так как исследование связано с анализом сил, мействуюшнх п сагиттальной плоскости, воспользуемся данными сиемки энергетических затрат на замыкание суставов в норме, порядок которых С1чтавил 9 'с от (нграг "глшгтальных" минщ нош. на

Гне в, Положение конечности • фиу переднего толп«

один двойной шаг. Отправляясь от этой величины можно будет достаточно полно проанализировать влияние остаточных мышечных .моментов на некоторые особенности построения протезов и аппаратов в сагиттальной плоскости.

При опоре на протезированную или парализованную конечность, ситуация потерн подкоеоустойчивостн или подкашивание может наступить. во время переднего толчка или переката через пяточный отдел. Эти фазы выбраны в качестве исходных для построения простой математической модели. Если допустить, что компоненты сил, действующие во фронтальном направлении, не оказывают существенного влияния на подхосоустойчивость, то можно снова рассмотреть плоскую задачу, в которой не учтены также пренебрежимо малые сш.ы сопротивления. Схема сил, действующих на конечность (предполагается, что вторая конечность уже вступила в интервал переноса), представлена на рис. 6, nie буквами обозначены следующие величины и параметры: Р - вес человека; R,, Й,-соотвстственно, продольная и вертикальная составляющие сил инерции; Мм,. - суммарный момент только мышечных и,вообще говоря,посторонних привнесенных сил; 0,02 = Ц- длина 1 звена, длина бедра, расстояние между центрами тазобедрет,-го (ТБС) и коленного (КС) суставов, L,, - длины голени и стопы.

Опуская математические преобразования, и введя следующие обозначения, получим (а,,г,г0, характеризуют подкосоустойчивостьО

Таким образом, можно (5) рассматривать как сложную формулу, связывающую параметры протеза или аппарата и индивидуальные ? характеристики человека, нуждающегося в протезе или аппарате. Эти характеристики определяют анатомическое и инерционное состояние человека, а также объем нарушений опорно-двигательного аппарата (уровень ампутации, степень паралича).

То обстоятельство, что формула не дает единственно возможного выбора параметров для протеза или аппарата, является большим преимуществом, так как при работе с таким объектом, как человек, всегда должна оставаться возможность выбора различных вариантов параметров, учитывающих ряд обстоятельств, которые трудно предусмотреть в сколь угодно сложных и остроумных математических моделях.

(6)

5.3. Кинематическая совмещенность. Суставы и шарниры.

Для интервала переноса существенное значение имеет совмещенность движений шарниров протезов или ортопедического аппарата, являющихся эндосисгемами относительно сустава ноги. Разумеется, чем больше сохранено суставов, тем легче решается задача протезирования. В то же время задача кинематической совмещенности решается тем сложнеее, чем больше сохраняется естественных суставов. В этом смысле наиболее простой является проблема кинематической совмещенности в случае построения протеза бедра. Наличие коленного сустава (при культе голени) усложняет задачу. Максимальные трудности возникают, если сохранены все суставы (например, при Параличе ноги и необходимости в ортопедическом аппарате).

Вопрос о кинематической совмещенности шарниров и суставов труден еще потому, что конструкции шарнирных сочленений даже много звенных пока что очень далеки от сложной структуры любого сустава конечности человека.

Очевидно, что кинематически совмещенными движения шарниров в суставе будут тогда, когда конструкция шарниров будет, воспроизводить центроиду естественного коленного сустава. Известны многочисленные конструкции коленных шарниров, идея которых была направлена к воспроизведению движений физиологического сустава.

Наибольшая кинематическая совмещенность достигается при установке гибких (мягких, например, кожаных) шарниров. Диапазон применения таких шарниров хотя и возрастает, но пока еще довольно мал, что требует дальнейших поисков решения вопросов о месте установки коленных шарниров, применяющимися при построении ортопедических аппаратов и, довольно часто при построении протезов голени.

Аналогичным. образом был решен вопрос о кинематической совмещенности голеностопных шарниров и сустава.

Практическим следствием являются рекомендации о расположении центров голеностопных шарниров ортопедического аппарата относительно голеностопного сустава: центр наружного голеностопного шарнира должен проектироваться на нижний край лодыжки (под ее вершиной); центр внутреннего голеностопного шарнира располагается над вершиной внутренней лодыжки на той же высоте от горизонтальной плоскости, что и центр наружного шарнира. Таковы следствия с кинематической совмещенности шарниров и суставов.

' Указанные рекомендации реализуются при сборке ортопедических аппаратов по схеме ЦНЙИПП.

-275.4. Горизонтальная плоскость.

При моделировании ротационных движений учитъталось, что в акте ходьбы »'

принимают участие не только конечности, но и расположенные выше отделы тела человека.

Модель, положенная в основу математического описания, представляет собой четырехзвеннную цепь (рис. 7). Звенья !, 2 и 3 соответствуют стопе, голени и бедру, а звено 4 -тазу, верхним отделам туловища и гожм, Между звеньями расположены упругие элементы, имитирующие основные суставы конгчпзстн, при этом предполагается, что эти элементы по своему устройству аналогичны пружинам кручения с жесткостью С,.

На модель действуют силы тяжести, инерции и реакции опоры, но так как рассматривается '¡лнжение лишь в горизонтальной плоек-.хлм, то в уравнения, описывающие поведение системы, силы тяжести не входит.

Уравнения движения звеньев системы:

1|»1 + ~ 1г) = -МииШ1 - М„ 1г?2~с1(»|-»2) + Сг(»г-»з)=!-М«1яп1-М1ШШ2, (7) *з?з ~ сг(<Р2 - <Рз) * сз(тз ~ 94) = -Мвиш2 ~ Мжиш3,

14»4-Сз(»з-ф4)=М>шшз

где углы ротации сегментов нижней конечности и таза; МЖЫШ|_3 -моменты мышечных сил, действующих в суставах; 1|_4 - моменты инерции сешеитов относительно оси ; М - момент сил реакций опоры относительно оси; С,, з - коэффициент жесткости суставов.

В таком виде уравнения могут быть использованы в качестве формул для нахождения трансверсальных моме1ггов мышечных сил, но для этого необходима информация о величинах I , С, и N4. Значения моментов инернин 1 определялись методом крутильных колебаний гипсовых слепков, снятых с сегментов жилой конечности , величина была получена

Ряс. 7

аналитически, четвертый сегмент в этом случае был представлен как тиар и два усеченных конуса. Величины С, соответствующие жесткости суставов, в первом приближении были выбраны равными I, это означало, что трения в суставах мало. Значения угаов , характеризующие ходьбу в норме, были заимствованы нэ работы.

Метод ихнодинамографии позволил установить, что угол проскальзывания стопы относительно поверхности опоры достигает при ходьбе в норме 4°, а при ходьбе на протезах - 8°, однако о характере изменения угла этого во времени нет никакой информации. В качестве функции 9ДО была поэтому выбрана функция у = яп(() , имевшая своим

максимумом в первом случае амплитуда, соответствующую 4°, во втором -8°.

Как следует из рис. 8 величина М, может быть определена по формуле

М, = (Ву - С,)(а-2с!) 4 (А, - ВЖ)(Ь— 24) + ХЕ1*у где Йх - составляющие главного вектора опорных реакций, В^Су.А,, Вх - реакции

колец тензодатчнков.

Траектория точки приложения опорной реакции могла быть определена при помощи алгоритмов, аналогичных формулам для подсчета координат центра Тяжести тела.

Современные конструкции протезов, предусматривают устройства, обеспечивающие ротацию звеньев друг относительно друга. Ротация приемной гильзы относительно культи наблюдается при ходьбе на протезах без ротаторов, что приводит к травматизму последней.

Кривые .момента сил реакций опоры МДО, полученные при ходьбе на протезах с ротаторами, показывают, что введение в конструкцию протезов подобного рода устройств приводит к определенной нормализации ходьбы. Кривая М,(>) в этом случае снова приобретает знакопеременный характер, хотя и не отличается симметричностью. '

На рис. 9 представлены графики межсуставных трансверсальных моментов мышечных сил, которые явились исходным материалом для определения мощностей, развиваемых в суставах, и работ, ^производимых при перемещении нижней

Рис.4. Грнфини трансверсальных м ежсус 1« nm.it пометок мышечных сил

О

конечностн в горизонтальной плоскости.

Проведенный анализ показывает, что при ходьбе ,на протезах обычной конструкции сохранившаяся конечность испытывает некоторые перегрузки. Введение в конструкцию протезов ротационного, устройства может привести к уменьшению травматизма культи, снижению перегрузок, испытываемых сохранившейся конечностью, и существенной нормализации ходьбы.

Глава б. Приемные гильзы.

Приемная гильза - важное звено, объединяющее в единую систему культю и опорно-двигательный аппарат человека с протезом, в результате чего возникает биотехнический комплекс "человек-протез"« Основной функцией приемной гильзы является обеспечение опороспособностн протезированной стороны в фазу опоры, создание условий для выполнения опорно-двигательным аппаратом инвалида антропоморфной локомоцни как в фазу опоры, так и фазу переноса. Для этого приемная гильза должна быть сконструирована так, чтобы мышцы хульти, тазобедренный "и коленный суставы, опорные и контактные элементы культи и таза позволили'выполнить устойчивую опору, передний и задний толчки, обеспечить подкосоустойчивость и управление протезом в фазу переноса при ходьбе. Т.е. надо, чтобы приемная гильза способствовала наиболее естественной ходьбе человека на протезе.

Соглашаясь с тем, что приемная гильза протеза совершав "насилие" на культю, следует стремиться, к тому, чтобы это , "насилие" было минимальным, т.е. материал, из которого сделана гильза, ее пространственная форма, контактные элементы не вызывали р травмирование, нарушение жизнедеятельности культи, создавали комфортные условия с точки зрения санитарно-гигиенических требований.

То обстоятельство, что в настоящее время много внимания уделяется приемной пшьзе с гибкими стенками, имеет достаточно аналогов в прошлом и настоящем. Известны протезы с шинокожаными гильзами, которые в большом количестве изготовлялись в России и за рубежом, и в настоящее время входят в номенклатуру 'протезно-ортопедических изделий протезной промышленности России.

До некоторой степени по своим функциональным свойствам, аналогами гибких лшьз могут- быть скелетированные гильзы или гильзы иеспаплютею типа, особенностями которых являются ниши в стенках, гильзы, п которых помешались культи, увеличивающие свои размеры при экскурсии их в фазе опоры. Приемные гильзы с гибкими стенками обладают следующими полезными свойствами. Они способствуют увеличению активности мышц, повышают комфорт при сидении, не препятствуют нормальному кровообращению, уменьшают массу' протеза, в случае необходимости летко заменимы без нарушения схемы построения протеза.

Гибкая гильза состоит из жесткого каркаса и собственно приемной гильзы. Такая система должна конструироваться по принципу "совпадения поверхностей", т.е. в тех местах, где ткани культи крепкие (твердые), к ним могут прилегать жесткие участки каркаса, соответственно с мягкими и упругими участками культи должны сопрягаться упругие (гибкие участки приемной гильзы). (Принцип В.Г. Санина).

В связи с этим можно высхазать предположение, что жесткие участки каркасной гибкой приемной гильзы для культи бедра целесообразно располагать вдоль зон, прямой мышцы бедра, длинной отводящей мышцы беэдра, двуглавой мышцы бедра, большой ягодичной мышцы.

Что касается голенн, то здесь законы построения приемной гильзы определяют прежде всего поиск зон контакта культи с гильзой, которые . способны воспринимать нагрузки при опоре на протез. Дело в том, что в естественной конечности в опорную фазу шага нагрузки воспринимается стопой. При ампутации на уровне бедра, вопрос о зонах, способных воспринимать нагрузку решается на области таза и поверхности культи. Ампутация на уровне голенн чаще всего приводила к созданию протезов, у которых нагрузка передавалась на мышечный футляр бедра, что приводило к атрофии бедра, нарушению кровообращения в бедре н культе голени, обменных функций и тд.

Поиски зон натружения в области коленного сустава при культе голени привели к возникновению принципа "глубокой посадки". Он получил широкое распространение в России и за рубежом, причем за рубежом количество протезов голенн с глубокой посадкой достигает 70 • 80%, а в России не более 40 %. Во всяхом случае современная приемная гильза голенн, чаще всего, является составной, из которой упруга* гильза непосредственно- контактирует с культей, а на нее надета жесткая гильза, отмоделированная по гипсовому позитиву с культи, являющейся несущим каркасом.-

После ампутации на уровне 'бедра, копи исчезают области конечности, привычные к воздействию нагрузки при стоянии и ходьбе (стопа, холено), естественно использовать области седалищных бугров, которые привычно нагружаются при сидении чейовека.

Наблюдения показывают, что опора только на седалищные бугры болезненна и поэтому наиболее целесообразными оказываются полноконтактные гильзы, где нагрузка распределяется примерно следующим образом: 50% на седалищный бугор, остальные $0 % частично на лонную кость, боковую поверхность и подвертельную область. Такого эффекта методом образования "костного замка", при котором приемная гильза строится так, чтобы сапшальный поперечник был больше фронтального, а при построении протеза гильза устанавливаете« а положение максимального приведения. Такая гильза была разработана « ЦНИИПП в 1966 г. н получила условное название. гильза формы "Б", ч Введем коэффициент "К*

- '

ПЮ и,,,, в^р соответственно обозначают величины сагиттального и фронтального поперечников горизонтального сечения культи..

Тогда дня гильзы формы "Б" К > I.

Обоснованием для разработки гильз, вытянутых в передне-заднем направлении, явились антропометрические исследования размеров нижних конечностей у здоровых людей. Оказалось, что в преобладающем числе-случаев встречается именно форма "Б".

В приемной гильзе для протеза голени точно также соблюдается принцип построения, при котором сагиттальный поперечник' больше фронтального, т.е. К > 1. Это накладывает определенные требования на методику формирования гипсовой модели с культи: при манипулировании руками следует сжимать мышцы культи.

Известно, что есть участки культи совершенно нетерпимые к давлению, а другие - допускают ограниченное переменное давление. Какой же должна бьггь гильза - жесткой, упругой, смягченной, постоянной или переменной геометрии?

В отечественной и зарубежной практике широкое применение находят жесткие гильзы. Наряду с этим имеются сторонники смягченных .и скелетнрованкык приемных гильз.

Значительным достижением в протезировании культи бедра стало развитие принципа активной приемкой гибкой гильзы.

Основополагающим в конструкции "европейской" гибкой приемной • гильзы по сравнению со стандартной четырехугольной приемной гильзой с опорой на седалищный бугор является то, что две трети внутренней полости ее расположены в «карповом или бедренном треугольник^ (верхняя передняя часть бедра), в тканях которого расположен сосудисто-нервный пучок. В связи в этим, повышенное давление и сужение приемной гильзы под участками основного кровотока может привести к нарушению * кровообращения и других расстройств.

Опора на седалищный бугор часто приводит к нарушению ходьбы. В связи с этим в настоящее время разработана гибкая гильза переменной формы, повышена функциональность протезирования инвалидов.

Для изготовления эластичных приемных гибких гильз протезов голени н бедра используют зласгомер, .пластомер, сополимер, и др.. композиционное материалы.

В приемной гильзе голени существенной особенностью является наличие пелотов, контактирующих с областью собственной связки надколенника, углублений в • задней стёнхе, образующих . ложе для сухожилий в области мыщелки бедра, причем внутренняя стенка должна быть несколько выше наруяяюй.

Метод глубокой посадки нашел широкое применение при протезировании культи голени. То обстоятельство, что человек может опираться на колени и поверхности голеней, пробудило интерес к оценке переносимости давления на обдали собственной связки надколенника, которая безболезненно переносит кратковременную нагрузку, равную трем Ресам человека.

Болес глубокое нзученне расположения магистральных сосудов, нервных стволов и областей, терпимых к кратковременной нагрузке, привели к рекомендациям, реализация которых уменьшает негативное воздействие' на жизнедеятельность • культи. Оказалось целесообразным освободить полость "скарпова треугольника" в области культи бедра, что привело к конструкции "составной гильзы". Удивительно то, что она напоминает гильзы прошлых десятилетий (например - гильзу шинно-кожаного типа с металлическим сидением). Для гильз бедра и голени широко распространено моделирование по принципу глубокой посадки (рис. 10).

Рис. 10. Приемные гильзы бедра и голени с глубокой посадкой

Глава 7. Сопоставление с данными физиологии.

Б состоянии покоя жизнь у взрослого человека поддерживается мощностью около 80 вт. Это значит, что его тело нуждается в поступлении 'около 2 квт/час энергии в день, что равносильно оперши, необходимой, например, для того, чтобы поднять тело весом 7,340 на высоту 100 м. При совершении механической работы, в т.ч. ходьбы, человек нуждается уже в пополнении энергии порядка 3 -4 квт/час. Для ниц, занятых тяжелым физическим трудом, требуется до 6 квт/час в день.

Подсчитано, что восполнение энергии, затраченной только, на обычную ходьбу до 5 км в день, составляет 1,40 квт/час (с учетом ICH Л), т.е.

ходьба, для человека, выполняющего несложную механическую работу, достаточно энергоемкий процесс, требующий около 35 % цсего расхода суточной энергии.

Копи мы говорим о расходе энергии на ходьбу, то имеем в виду работу мышц, которую удалось оценить методами математического моделирования.

1!сть основания предполагать, что суммарная механическая работа мышц нот при ходьбе закономерно связ'ана с их суммарной электрической активностью. При этом не исключена возможность, что связь эта пропорциональна.

Для проверки этого предположения параллельно с биомеханическим исследованиями, на основе которых с помощью метода математического моделирования вычислялись момента мышечных сил, Их работа и мощность, были проведены количественные исследования электрической активности мыши при ходьбе здоровых людей и инвалидов на протезах,, голени и бедра.

Регистрировалась электрическая активность 16 мышц нот (8 мышц бедра и 8 мышц ?олснн) (см. табл. 6).

При ходьбе в произвольном темпе на 3-х группах испытуемых по 10 человек н каждой: здоровых и инвалидах с культей голени и культей бедра на соответствующих протезах. У инвалидов активность регистрировалась отдельно на сохранившейся и протезированной ногах.

Таблица 6

Нитрированная электрическая активность

Норма

При куль 1е голени При кульге бедра '

Сохранившаяся сторона

Протезиров. сторона

в имп. в% а нип. в%

584,1 100 . -

732,1 125,6 396,4 ■ 68; 1

927,2 158,9 259,6 44,5

Сопоставление результатов, полученных разными методами должно, очевидно: проводиться в свете известных литературных данных о взаимоонипнепнях мс,юту электрическим и механическим эффектами мышц.

Н работе количественные исследования электрической активности мышц п определение моментов мышечных сил при ходьбе проводились независимо друг от друга. Представляет значительный интерес попытка установления количественных зависимостей между ними.

Следует заметить чрезвычайную осторожность, с которой совершенно справе/шнво 01 носятся фпзнолош к количественной опенке данных ЭМГ. Дело в юм, чю все!да существуют условия, которые позволяют высказать сомнения н с [рог ой повторяемости результатов одного и" того же исследования, чип мопт зависеть от характера, выполняемого мышцами дв(м<ения; функционального состояния мышцы (ня пример, степени уи'М'и-нмя; ог ппенпшх и внугрспних условий отведения и т.д.).

Несмотря на это, в настоящей работе сделана попытка на большой статистической совокупности сопоставить элегарическую активность и суммарные моменты мышечных сил большой группы мышц, действующих в сагиттальной плоскости'и являющихся "главными моторами" - участниками в акте ходьбы. Причем, высказывалось предположение, что между этим величинами существует среднестатическая линейная зависимость и, если скажется возможным, подтвердить это предложение.

Реальность такого предположения диктовалась тем, что простая нагруженная ходьба является настолько отработанным в течение длительной эволюции локомоторным актом, что вряд ли следует ожидать каких-либо сложных зависимостей между биоэлектрической активностью мыцщ и их механической деятельностью в таком хорошо отработанном стереотипном движении. . ;

Что же следует из предпринятого сопоставления?

Средняя активность всех 16 исследованных мышц ноги здорового человека составляет 584,1 импульсом интегратора за один шаг. Ранее было обнаружено, что средний суммарный момент мышечных сил всей нота за один двойной шаг составляют 10,7 кш. На основе этих данных можно рассчитать средне-статический механический эквивалент одного импульса интегратора при принятом нами во всех исследованиях стандартном усилении

Щ 70 кгм КГСОкгсм , ~584Л = 584Д = КГСМ

или I кгм соответствует 58,5 импульсам интегратора.

„»„Следует подчеркнуть, что этот эквивалент является величиной чисто статической, и по причинам, о которых говорилось выше, не может быть ' использованы для расчета абсолютной величины механического вклада каждой отдельной мышцы или даже небольшой труппы мышц, но может служить для оценки порядка этого вклада.

На рис. 11 по оси абсцисс отложены моменты мышечных сил при ходьбе в кгм за один двойной шаг, а на оси ординат - общее число импульсов интегратора за I шаг. На графике поставлены три точки, координаты которых соответствуют результатам, полученным при нормальной ходьбе и на сохранившейся ноге при ходьбе на протезах голени и бедра. Эти три точки хорошо апросимируются прямой линией.

• Этот факт подтверждает предположение о пропорциональной зависимости между биоэлектрической астивноегью совокупности мышц ими суммарным моментом при таком сложном двигательном акте, каким является ходьба, по крайней мере, в пределах тех относительно умеренных нагрузок и скоростей, которые имеют место в наших исследованиях.

Таким образом, сопоставление суммарной электрической активности мышц и суммарных моментов мышечных сил при ходьбе, приведенное на здоровых конечностях здоровых людей и инвалидов, приводят к л следующим заключениям:

1. При ходьбе в произвольном темпе в условиях, исключающих утомление, статистически выполняется близкая к линейной зависимость между суммарной электрической активностью большого числа мышц и суммарной механической работой..

2. Средне-статистический механический эквивалент определенной порции электрической активности для здоровой конечности оказывается при этом более или менее устойчивой величиной, близкой к 2 кгсм на I импульс интегратора при принятом нами стандартным усилением (среднее значение из 3 определяет 1,54 кгсм.).

И, наконец, еще .одно интересное следствие принЛой гипотезы. Построить математическую модель, соответствующую акту стояния человека в норме, пока что не удалось. По-видимому, для этого- нужны очень тонкие методы исследования, которые регистрировали бы движения более высокого порядка, чем те, которые свойственны ходьбе.

То, что этн движения имеют место, доказано с достаточной ' убедительностью в работах B.C. Гурфинкеля. Необходимость их вызывается созданием условий для координации положений сегментов тела человека в вертикальной стойке, замыкания суставов нижних конечностей при минимальном расходе энергии. Таким образом, стояние - не пассивный, а активный процесс, при котором мышцы работают в так называемом изометрическом режиме (без видимых перемещений сегментов, т.е. без движений, сравнимых с теми, которые возникают При локомоциях).

О том, что мышцы при стоянии находятся в напряжении, т.е. работают, свидетельствует электромиография. Разумеется, что при стоянии, так же, как и при ходьбе, работают мышцы,- не только в сагиттальной, но и во фронтальной плоскостях.

Исследования во фронтальной плоскости проводились на той же труппе 16 мыши испытуемых, ходьба которых проанализирована выше, Биопотенциалы интегрировались в течение 1,546 сек. и приведены к интервалам в I секунду, 1,216 секунды) продолжительности одного двойного шага) и 0,730 сек. (продолжительности опорного периода шага). Сделано это для того, чтобы оценить порядок необходимых энергозатрат . мыши ячя замыкания суставов При ходьбе.

l.'CCSta

Г- jdnpafa* него -яви протезе ьSj'iw S-лёоро^гл мам srpi/ протезе ¿г&ра

Ряс. II

Анзлиз исследований показывает, что мышцы проксимального отдела (без учета отводящих и приводящих мышц) затрачивают на стояние больше энергии. Наряду с другими причинами, это можно объяснить тем, что при стоянии у них появляется функция "расчалок", так как, чем выше от опоры, тем больше усилий надо затратить на удержание вертикально-равновесного положения..

Если вспомнить, что "цена" одного импульса 1,84 кгсм, то удержание тела при стоянии эквивалентно энергии, равной: за I сек. - I кгм; за I минуту - 60 кгм; за 1 час - 3600 кгм.

Для подсчета энергии, необходимой для восполнения энергии, затрачиваемой на стояние, необходимо: в течение I сек. - 5 кгм; I минуты -30^ кгм; 1 часа - 1,8 кгм (это эквивалентно работе подъема 1,8 тонн на 10 м). Для двух ног -, что эквивалентно работе подъема 3,9 тонн на Юм.

Ранее было подсчитано, что человек в среднем тратит на путь в 5 км Если принять, что этот путь можно совершить за I час, то оказывается, что стояние в 15 раз менее энергоемко.

Правда, не следует акцентировать этот вывод с точки зрения оценки степени утомления, так как здесь нет полной адекватности явления. Вероятно, ходьба, являющаяся циклическим процессом, где мышцы попеременно работают и отдыхают, вызывает меньше физиологического утомления, чем стояние, где мышцы находятся всё время в изометрическом Напряжении. Но это уже не в нашей компетенции.

Из анализа следует, .что из общей суммы импульсов биоэлектрической активности за 1 двойной шаг на опорный период (0,730) приходится 418,2 импульса или 72,0 %. За сопоставимый период времени, стояние характеризуется 39,5 импульсами, что составляет 9 % суммарной ЭМГ опорного периода шага, принятой за 100 процентов.

Таким образом, можно сделать еще один вывод: по аналогии с функциями мышц при стоянии во время опорного периода шага, на замыкание суставов расходуется не более 9 % энергии и 91 % - на движение (подъем ОЦТ и ускорение ног).

Если в дальнейшем можно будет разделить расход энергии при стоянии на отдельные функции координации тела, устойчивости, замыкания суставов и lip., то полученная величина в 9 % будет, вероятно, уменьшена. Мы же воспользуемся ею далее в предложении, что она целиком расходуется на замыкание суставов.

Современные протезы лишены каких-либо источников энергии.

' Поэтому ходьба с их помощью возможна только за счет мышечной энергии Человека. Потеря энергетических ресурсов человека, неизбежная при •ампутации нижней конечности на любом уровне, приводят к естественной перестройке режима работы оставшихся мышц. Эта прекрасная особенность человеческого тела характеризуется в анатомии, медицине и физиологии как компенсаторная приспособляемость, и оказывает Неоценимую помощь в решении основных задач медико-механического комплекса Протезирования - восстановления функций опоры и движений.

"Однако, всё имеет свои разумные пределы. Можно до такой стпи-ни

увлечься компенсаторной приспособленностью человека, что любой способ передвижения будет оправдан. Многие инвалиды , пользуются "модернизированной" клюшкой, которая помогает выполнять функции опоры и движения. Известны случаи, когда после двусторонней ампутации на уровне бедер, инвалиды настолько приспособились к новым условиям, что от лично ходили на руках. Эти случаи описаны н литературе, и чаще • всего иллюстрируются в качестве примеров огромной жизнеспособности человека.

По аналогии с тем, как это было сделано в единицах мЬханнки, рассмотрим данные исследовании биоэлектрической активности'мышц при ходьбе на протезах после ампутаций бедра и голени, и определим по ЭМГ характерэпер|етической перестройки.

Примем,пельно. Прежде всего, то, что сумма активности сохранившейся и протезированной сторон составляет: при культе голени:

125.6 + 68.1 = 193,7; ' *

при культе бедра - 158,0 •<• 44,5 = 202.5

То обстоятельство, что эти сумм 1,1 близки к 200 %, достаточно красноречиво: независимо от того, сколько и какие мышцы-моторы сохранились у человека, на осуществление двойного пш-а надо затратить 200 % работы, если за 100 % принята совокупная работа одной ноги в норме. II; если мы получали 194 % и 202 %, а не 200 %, то следует учесть сложность изучаемою явления и объекта, а также вполне естественные . издержки эксперимента и статистики. Напомним, что аналогичные данные были получены и по анализу суммарных моментов, развиваемых мышцами здоровой и оставшимися мышцами ампутационной конечности, • -

Расчет перегрузки по ЭМГ после ампутации бедра даст на здоровой стороне по отношению'-927,2 и 506 - 132 %, т.е. перетрузку в 82 %. Она несколько больше той. что подсчитана в единицах механики, однако, пор гдок этих неличин вполне сравним. ' '

Нет», возможность воспользоваться данными по энергозатратам на хгмм'у. подсчитанный при исследовании газообмена, полученными Клсноиым 'XII. для еще одного подтверждения относительной достоверности порчдка наших оценок.

Так. в. пересчете на I двойной шаг но Клснову, в норме расходуется оо.1ыии.\ калорий. Гели вспомните, что I б.к. = 427 кгм, то расход энср| пи всего тела на один двойной шаг составит 33 кттл.

Мы я е подсчитали только работу мышц ног, которая составила 28,74 кт-м. Совер! \chiio очевиден близкий порядок найденных величин. На; небольшом числе опьцои Кленов получил перегрузку при ходьбе иа протезе голечм, рапную 53 Г/,. Она также близка к нашим оценкам и в единицах' механики (61 и в единицах биоэлектрической активности (46 %).

111,1 к, при сохранении обшнх затрат энергии мышц двух" ног, мало оглнчаюшихся 01 нормы (200 %) происходит ощутимое перераспределение н,1 сохранит:!иук'сч и н(-отпированную стороны, в значительной мере и пен '.(Ч-жио. вызванное комиенса горной перестройкой.

Кпикически это явление прослеживается в виде пшертофии сохранившейся стороны, распластывания свода стопы и Пр. Насколько это безразлично для обшей жизнедеятельности организма - не нам судить. Мы дали опенку в единицах механики и мы можем только констатировать факт форсированного режима работы. Ассоциация с механизмами приводит к перерасходу горючего и преждевременному износу. Не имея намерения проводить здесь параллели с человеком, сделаем только вывод о том, что задача уменьшения перегрузок является актуальной, и актуальное решение ее выявлено с помощью протезов с внешними источниками энергии.

С достаточной осторожностью может эффект компенсаторной перестройки, возникающей после ампутации на одной нижней конечности,

определить количественно с помощью следующей формулы*.

э

А, + А„ = 2А (8)

Здесь -Ав,А,,,А соответственно амплитуды некоторых биомеханических или физиологических характеристик. Убедиться в справедливости этой формулы можно, сравнивая, например, сумму амплитуды моментов мышечных сил:

2А=100%; при культе голени А, + А, = 104%, а при культе бедра А, + А„=93%.

Амплитуда суммарной биоэлектрической активности двух ног в норме 2А=100%; при культе голени А. -т А, =96,5%, а при кульк бедра А, +А„ = 101,5% I

Сумма амплитуд вертикальной компоненты перемещения ОЦМ в норме 2 А= ! 00 %; при культе бедра Ас + А0 = 110%.

Отклонения в пределах 4 -10 % есть результат сложности изучаемого объекта и издержками точности эксперимента.

Достаточная достоверность наблюдений, выраженных формулой (8), свидетельствует о следующем: независимо от того, сколько и какие мышечные ресурсы сохранились у человека, надо затратить на выполнение двойного шага столько же работы, сколько, затрачивается при ходьбе в норме. Однако при этом возникают значительные перегрузки оставшихся мышц.

Глава 8. Некоторые результаты экспериментальных исследований и развития основных положений.

Вероятно, то обстоятельство, что все полученные рекомендации, являющиеся следствием биомеханической теории построения протезов, реализованы в типовой технологической документации, многочисленных методических документах, во всех Изданных учебных пособиях и руководствах, действующих в настоящее время, является достаточно убедительным подтверждением достоверности того факта, что "протезное дела" приобрело четкую теоретическую базу. В дополнение к сказанному, сошлемся на ряд научных исследований, которые опосредовано

полгаержпалн в результате экспериментельного протезирования обоснованность полученных теоретических обоснований протзезов.

A.C. Трубин показал, что применение "схемы построения протезов"*' приемной пшьзы формы "Б" оптимизирует распределение давлений на культю и предотвращает появление травмоидов.

А.Г. Плотник - применение схемы ЦНИИПП и особенно - принципы-конвергенции и приведения культей предотвращают появления венозных застоев. .

Я.В. Левин подтвердил обеспечение подкосоусгойчивоСТи при соблюдении рекомендаций построения протеза в сагиттальной плоскости.

И.Р. Шуляк подтвердил целесообразность принципа "конвергенции" при построении протезов.

Б.Г. Спивак, Н,Г. Никоненко, Л-Г. Капичникова обратили вниманир на полезность балансировании протезов и построения их в сложных случаях протезирования по "схеме ЦНИИПП". Особая полезность отменена npif протезировании культе голени по методу глубокой посадки.

Такие и подобные заключения даны в работах Н.И. Клименко, В.И. Зуйка, В.Н, Ленченк®, К.Е.Овчинниковой,С.И. Найденова, МА.Перовой, В.Г. Санина, М.С. Певзнера, Л.С. Забелина, СЛ. Гумалевской, которые, как правило, являются фрагментами защищенных диссертаций на соискание степени кандидата и доктора наук.

Следует та кже отметить, что развитие разработок автора по созданию. биомеханических основ построения протезов и ортезов нижних rottettwereß, нашло отражение в 16 диссертациях, защищенных на соискание степени кандидата наук аспирантов и соискателей, научным руководителем гоп>рых был автор настоящего доклада.

В течении более 25 лет типовая тех пологая, основанная на теоретическим ветвях биомеханики построения протезов и ортезов' широко применяете» ш практике протезирования и протезостроения npe/vipmrwfl itpofeimli промышленности РФ и ряда Республик С.Н.Г.

^ Так назывались практические рекомендации теории построения протезов с 1964 г. A.C. Трубин. .4.1'. Плотник. Я .В. Левин

ОСНОВНЫЕ РЕЗУЛЬТАТЫ И ВЫВОДЫ

1. Следующие биомеханические предпосылки оптимизируют построение протеза или аппарата нижней конечности:

' а) минимизация энергетических затрат при ходьбе, с одновременным '- уменьшением компенсаторных перестроек мышечной деятельности И перегрузок;

б) минимизация биомеханической асимметрии или соблюдение антропоморфности между сохранившейся и протезированной конечностью, а также каждой из них с нормой;

в) сохранение постоянной величины коленного межзвениого утла или соблюдение подКосоустойчивости в опорный период шага и кинематической совмещеннисти шарниров и суставов - в переносный;

г) соблюдение равной длины протезированной и сохранившейся сторон при беспрепятственном переносе протезированной конечности над опорой»

2. Инерционные характеристики всего тела человека и его сегментов (масса, радиус инерции н статистический радиус) М01ут быть выражены в долях массы и роста человека. Они образуют сводку биомеханических констант с диапазоном рассеяния порядка 3%. С помощью

' биомеханических констант выражаются также инерционные характеристики культи любого из 12 уровней ампутации, предложенной классификации.

3. Представление нижней конечности человека в виде четырехзвеннон ' модели с подвижной точкой привеса, совпадающей с центром

тазобедренного сустава, закон движения которой определяется экспериментально и, дистальным звеном, нагруженнным силой (опорной реакцией), переменной по величине, направлению и точке приложения, что , также определяется экспериментально, можно интерпретировать системой 4-X дифференциальных, уравнений 8-го порядка. Решения этих уравнений на ЭВМ, представленные графиками моментов мышечных сил относительно осей суставов (шарниров) дают сведения о законах изменения локальных и суммарного моментов мышечных сил за двойной шаг при ходьбе н норме и на протезах.

4. Оказалось, что при ходьбе на протезах на сохранившейся конечности, мышцы работают с перегрузкой в 57 % при культе голени на другой стороне - в 75 % при культе бедра. Эти данные хорошо согпасуюкя с анализом суммарной биоэлектрической активности и величиной потерь мышечных возможностей после ампутации на уровне голени и бедра.

5. Суммарная работа двух конечностей за I двойной шаг при ходьбе на протезах голени и бедра близка к работе мышц обеих конечностей в норме. Это подтверждает факт возникновения перегруктк для покрытия Дефицита за счет форсированного режима работы оставшихся мышц.

6. Как по данным математического моделировання.так и но данным электрофизиологии, обнаружено, что между механическими и

'. электрофизиодогическнмн характеристиками • мышечной денилышеш ^существует, примерно, линейная зависимость, при которой I импульс

биоэлектрической активности, полученный при определенных условиях отвердения и усилении, эквивалентен 2кгсм.

7. Критерий оценки величины перегрузок на сохранившейся и протезированной сторонах может стать достаточно информативным для оценки результатов протезирования. * .

Полное избавление инвалида от перегрузок возможно только с -помощью протезов с внешними источниками энергии, причем, после ампутации голени, порядок потребной мощности - 106 ватт, а после ампутации бедра - 140 ватт.

Технические трудности создания протезов с источниками энергии указанных мощностей, не должны препятствовать разработке таких протезов, которые будут частично компенсировать энергетические перегрузки. • ; ,

8. Обнаружено, что целесообразное стремление к снижению массы звеньев протеза или аппарата не должно быть самоцелью, а только средством для балансирования и оптимизации инерционных характеристик. Более всего соответствует рекомендациям о рациональном распределений масс протезы голени с глубокой посадкой, без гильзы, бедра. Анализ действующей номенклатуры протезов бедра обеспечивает только 75 % инвалидов протезами с удовлетворительным распределением масс.

9. Путем анализа математических моделей отдельных элементов движения, установлено, что между ннндвнцуальнымн характеристиками . протезируемого и параметрами протеза или ортопедического аппарата, существуют функциональные зависимости, которые могут быть выражены в виде формул или таблиц. Эти связи, получившие название "индивидуальных схем построения протезов и аппаратов", обеспечивают оптимальное построение протеза или аппарата в соответствии с предпосылками, изложенными в I выводе. При этом процесс протезирования не исключает обязательную примерку протеза и аппарата для внесения возможных корректив.

10. Существующие и разрабатываемые объективные методы сбора информации, а также возможности ЭВМ сделали реальной постановку и решение задач о разработке диагностических систем для установления диш но !а при ампутациях или поражениях опорно-двигательного аппарата и машинного выбора оптимальных протезно-ортопедических средств в каждом конкретном случае.

11. Опыт применения рекомендаций построения протезов и аппаратов, полученных в процессе выполнения настоящей работы, паг. основания внедрить их в практику протезостроеиия предприятий протезной

' промышленности. Эти рекомендации изложены п учебных пособиях, конструкторской, технолошческон и методической литературе.

список глкот, опубликованных по тг.мп диса-гглцип

I. I схнелпротсюстросиия Подредяипигй л Н.С^ччкг^а М'.'О 1'С'ЧТ, М, о; с (,, г Дч!--) гртг-м Л., Ксилои'й Н/Г ).

2. Изучение асимметрии движений при ходьбе на протое. - Сб. трудов., М, ЦНИИПП, 1958,28 с.

3. Протезирование после ампутации бедра. - В сб.: Роль врача в процессе протезирования. Методическоеиособис. М., ЦНИИПП, 1960 28 с.

4. Схема построения протеза бедра в сагиттальной плоскости. - "Протезирование .. и протезостроенне" сб. трудов, вып.6, М., ЦНИИПП, 1989, 12 с.

5. Вес, центр тяжести и момент ияерцни культи нижней конечности человека. ■ "Протезирование и протеэостроеиие" сб. трудов, вып. 7, М., ЦНИИПП, i960, с. 5 -12.

6. Индивидуальная схема построения протеза бедра. • "Протезирование и протезостроенне". Вып. 8. ЦНИИПП, М., 1961, с. 3-12.

7. Проблема биомеханической асимметрии и се коррекции при протезировании. "Биофизика", т.5, вып. 3. АН СССР, М., i960 г., с. 327 -334.

8. Биомеханические исследования некоторых элементов ходьбы на протезе. - Тр. института машиноведения, т. XX, вып. 81 -82. АН СССР, М., i960, с. 119 - 131.

9. Проблема биомеханической асимметрии в связи с протезированием. -"Ортопедия, травматология и протезирование", Медгиз, М., 1961, с. 3 -6

10. Балансирование протезов бедра. - "Протезирование и протезостроенне". Вып. 10, ЦНИИПП, М., 1962, с. 30 -35.

11. Один из особенностей конструирования протезов бедра с тормозным устройством в коленном шарнире. - "Протезирование и протезостроение" , вып. 10, ЦНИИПП, М„ 1962, с. 86 - 90.

12. Схема построения бедра во фронтальной плоскости. - "Протезирование и протезостроенне". Вып. XII, ЦНИИПП, М., 1963, с. 37 - 42.

13. Биомеханический анализ ходьбы на балансированном протезе. -"Протезирование и протезостроение". Вып. XIII, ЦНИИПП, М., 1963. с. 29 - 34 (в соавторстве с В.И. Корюхиным).

14. Распределение масс в протезе солсин. - "Протезирование и протезостроение", Вып. XIII, ЦНИИПП, М., 1963, с. 31 - 38.

15. Методика одновременной записи угла, угловой скорости, и углового ускорения. - "Протезирование и протезостроение". Вып. XIII, ЦНИИПП, М., 1963, с. 39 -41 (в соавторстве с В.И. Корюхиным). 16. Электрофизиологическне исследования больных с последствиями полиоииэлита. - Материалы I съезда травмотологов-ортопедов, Прибалтика, Рига, 1964, с. 299 - 300 (в соавторстве с М.Ф.Витгофом).

17. Распределение масс о ортопедических аппаратах нижних конечностей. -"Протезирование и протезостроенне". Вып. XV, ЦНИИПП, М„ 1965, с. 39 - 43 (в соавторстве с Н.Р. Дороговой).

18. Локализация ОЦТ тела человека в зависимости от уровня ампутации нижней конечности, роста, веса.... - "Протезирование и протезостроение". Вып. XVI, ЦНИИПП, М., 1965, с. 44 -50 (в соавторстве с Г.И. Гриценко).

19. Положение ОЦТ тепа человека при одностороннем параличе нижней конечности. - "Протезирование и протезостроение", Вып. XVI, ЦНИИПП. М., 1965, с. 59 -62 (в соавторстве с Н.Р. Дороговой).

20. Применение методов биомеханики в протезировании. - Мзтериалы V съезда гравмоюлогов-ортопедов УССР. Иэд-во "Здоровье", Киев, 1965, с. 233 - 235.

21. Принципиальная схема построения ортопедического аппарата нижней конечности при одностороннем параличе во фронтальной плоскости, "Протрирование и протезостроенне". Вып. XVII, ЦНИИПП, М., 1966,с.21 -25.

22. Индивидуальная схема построения протеза голени во фронтальной плоскости. - "Протезирование и протсзостросние". Вып. XVIII, ЦНИИПП, М., 1966, ( в соавторстве с Г.П. Гриценко).

23. Схема построения протеза толени к сг,п итталыюй н горизонтальной пяовкостях. - "Протезирование и протезостроение". Bun. XVIII, ЦНИИПП, М„ 1966, с.

. 49-58.

24. Протезы голени с глубокой посадкой. - Ман-риачы сессии II НТО, Хпрьюв, 1967, с.211 -214 (в соавторстве с Н.Г. Никоненко).

Q

25. Классификация состояний нижней конечности в связи с протезированием. -MatqiHiinu сессии ЦИТО,Харьков, 1967,с.215-218.

26. Классификация и сравнительный геометрический анализ различных форм приемных полостей протезов бедра. - "Протезирование и протезостроение". Вып. XX, Ц1ШШШ, М., 1968, с. 30 -42 (п соавторстве с В.Г.Саниным).

27. Анализ форм приемных полостей .протезов голени. • "Протезирование и протезостроение". Вып. XX, М„ I96S, с. 51 - 52 (в соавторстве с Н.Г. Ннкопогко)..

2Х. Некоторые вопросы математического моделирования ходьбы. - Материалы X Всесоюзной конференции но физиологии и биомеха ннхе. Том II. Тбилиси, 1968, с. 112 ■ 114. •

29. Анализ моментов сил действующих на холенный сустав и возможности воспроизведения нх в протезе. Сб. материалов научно-практической конференции по ||ро1С111]тов:1нин> У ССР.'Харьков, 1968, с. 214-216 (в соавторстве с Р.Е. Народнцкой).

.Hi. Аничиз -»нсргетичесхих затрат человека при ходьбе. Сб. материалов научно-пракшческон конференции по протезированию УССР.Харьков, I96S, с.217 -.219,

11. К вопросу разработки и эксплуатации многофункциональны*. Гчичечечсгричссми систем сбора информации. • "Протезирование и протсзостроение". Вып. XXI. ЦИННИИ, М„ 1468, с. 168 - 173 (в соавторстве с ВЛ Варламовым, В.Ил Корюкииым).

12. Математическое моделирование ходьбы и злехтромиография. "Про1С!иро»анис н протсюстроеннс". Вып. XXII, ЦНИИПП, М., 1969, с. 109 - 119 (в соавторстве с Я.Ч. Слапуцким, Н.В. Нпскаковой, Г.П. Гриценко).

33. Антропометрические материалы к построению приемных полостей протезов нижних конечностей. - "Протезирование н протсюстроеннс". Вып. XXII, ЦНИИПП, М., Н6', с. I2'1 • 140 (в соавторстве с В.И. Зунко, М.Г. Ротной, Г.П. Гриценко, Н.П. Никоненко).

34 *)нср| етичсснаи оценка компенсаторной перестройки прп ходьбе на протезе. -"IIpoicnipoii.iHHf н протезостроенкс". Вып. XXIII, ЦНИИПП, М., 1969, с. 39 45 (в . coamopci ве с ЯЛ. Сливупкнм. Н.В. Баскаковой).

И. О rcic стоны для протезов бедра к голени. - "ПротезироЬаиие и про re joci роение". Вып. XXIII. ЦНИИ HIE, М., 1970 (в соавторстве с Е.И. Поляном). 1(1. Ипчеиие динамической структуры процесса ходьбы человека. - Материалы IV научной конференции по биокибернешке и бионике. Киев, 1970, с. 51 - 52 (в соавторстве " сАИ Боючочопым).

37 Математическое моделирование > протсзостроение. - Материалы научно-практической конференции МСО РСФСР, М., 1969, с. 93 - 95 (в соавторстве с НА. kVptmi.i-кон).

IX. Антропометрические mirqniалы к построению приемных полостей протезов . бедра и юленп. - Материмы научно грактнчесхой конференции по протезированию и проз с юст роен ню". МСО РСФСР. М.. 1969, с. 99 - 106 (в соавторстве с В.Г. Саниным, Н.Г.Никоненко). .

39. Индивидуальная схема построения ортопедического аппарата. - Материалы научно-практической конференции по протезированию МСО РСФСР. М., 1969, с. Ill -1 (4.

40. О моделировании ходьбы о поМошью уравнений в форме Лагранжа-Грдииы. . Mu зернины I республиканский школы по нейрокибернетике. АН УССР. Киев, 1971, с. 47 -49 (в соавторстве с А.И. Богомоловым, В.К. Кузьминой).

.41. Биомеханический анализ ходьбы в норме и па протезах. - "Протезирование и гтроте нктросмис". Вып. XXVI, ЦШШПП, М.. 197), с. S - 15 (в соавторстве, с Г.Н.Гриценко, С Левой).

4>. Ккшчосвязи мс-.иду механическим н биоэлектрическим эффектом мыши при сло.кчом ДПИ1 атгльном акте (ходьбе). - "Протезирование и протезостросние". Выи. X.WI, ЦНИИПП. с. 17 - 21; (в соавторстве с ЯЛ. Славуцким. Н.В. Баскаковой, Г.П. Грицгию).

43. Матсииичесхое моделирование н энергетическая оценка ходьбы в норме. -"Протезирование и протезостроенне". В un. XXVII, М., 1972., (в соавторстве с А.И. Богомоловым, М.И. .Панаевым).

44. О критериях н истодах оценки результатов протезирования. -"Протезирование и протезостроенне". Выл. XXIX, М., 1972, (■ соавторстве с Г.И. Гриценко).

45. Биомеханическая оценка компенсаторной перестройки докомоций и мышечной деятельности у ампутированных. • Материалы II съезда травмотолого-ортопедов республик Прибалтики. Рига, 1972, с. 127 - 129 (в соавторстве с Г.П. Гриценко).

46. Перспективы применения внешиих источников энергии в протезах нижних конечностей. - Материалы межобластной конференции по травмотолотни н ортопедии. Минздрав РСФСР. Киров, 1972, с. 131 - 133 (в соавторстве с А.И. Богомоловым).

47. Математическая модель ходьбы человека как система автоматического регулирования с переменными параметрами. - Материалы IV Всесоюзной конференции по бионике. Том V. АН СССР. М., 1973, с. 103 -108 (в соавторстве с А.И. Богомоловым, В.Ю. Шншмарсвым).

48. Классификация протезов бедра по функциональным признакам. -"Протезирование и протезостроенне". Вып. XXXJ, ЦНИИПП, М., 1973, с. 57 - 62 (в соавторстве с А.М. Короткоеы м).

49. Применение внешних источников энергии в протезах нижних конечностей. -Обзорная информация МСО, ЦБНТИ, М., 1973, с. 3 - 32 (в соавторстве с А.И. Богомоловым, В.Ю.Шншнаревым).

50. Некоторые биомеханические предпосылки х разработке протеза бедра с внешними источниками энергии. - "Протезирование и протезосгроение". Вып. XXXII, ЦНИИПП, М., 1974, с. 18-21 ( в соавторстве с А.И. Богомоловым, В.Ю. Шишмаре&ым).

51. Некоторые особенности компенсаторной перестройки ходьбы иа протезе бедра. - "Протезирование и протезостроенис". Вып. XXXII, ЦНИИПП, М., 1974, с. 5S -60 (в соавторстве с А.И.Богомоловым, М.И. Лапаевым).

52. Определение траектории точки приложения опорной реакции при ходьбе. -' "Протезирование и протезосгроение". Вып. ХХХИ, ЦНИИПП, М., 1974, с. 152 - 154 (•

соавторстве с Г.П. Гриценко, М.В. Гульдаи, Н.Г. Никитиным).

53. Информативность перемещений общего центра пасс тела инвалида при ходьбе на. протезе бедра. - "Протезирование и протезостроенне". Вып. ХХХИ, ЦНИИПП, М., 1974, с. 1-55- 158 (в соавторст ве с А.И Богомоловым, М.И. Лапаевым).

54. Инерционные характеристики сегментов нижних конечностей человека в различные фазы шага. - "Ортопедия, травмотологня и протезирование". N 8, Медицина, М., 1974, с.4| -'44 (всоавторстве с В.И. Лнповиком).

55. Физическое моделирование ходьбы на протезе бс. ,ра. - "Протезирование и протезосгроение". Вып. XXXIII, ЦНИИПП, М„ 1974, с. 76 - 79 (в соавторстве с А.И. Коротковым).

56. Суставные моменты н мощности мышечные сил при ходьбе. -"Протезирование и прогезостроение". Выи. ХХХШ, ЦНИИПП, М., 1974, с. 80 - 85 (в соавторстве с Г.И. Гриценко).

57. Положение центра тяжести тела человека после двусторонней ампутации бедер. - "Протезирование и протезосгроение^. Вып. ХХХШ, ЦНИИПП, М., 1974, с. 92 -99 (в соавторстве с М.Г. Розиной).

58. Методика биомеханической оценки ходьбы на протезе н выявление дефектов протезирования. - "Протезирование и протезостроенне". Выи. ХХХШ, ЦНИИПП, М., 1974, с. 141 - 145 (в соавторстве с В.И. Корюкнным).

59. Оценка энергетических затрат человека при ходьбл - "Механика машин". Вып, 43, фд-во "Наука", М., 1974, с, 38 -43 (в соавторстве с НА. курильской, Г.И Гриценко, ЯЛ. Славу цким)

60. Некоторые особенности ходьбы женщин в п<>рме в но щниезах после односторонней ампутации голеци н бедра - "Ортопедия, ipaanoioiioi нч и

протезиромнис. N 12, "Медицина, М„ 1974, с. 42 • 46 (в соавторстве с Т.М. Луцковоб, Г.11. Гриценко).

61. Способы управления холенными суставами н шарнирами. - "Протезирование и протезостросмие". Bun. XXXIV, ЦНИИПП, М., 1975, с. 42 - 47 (в соавторстве с Э.И. Борисовым, М.Ф.Яитгофом).

62. Особенности построения протезов hocne двустороннее ампутации бедер. -"Протезирование я протезостроение". Вып. XXXIV, ЦНИИПП, М„ 1975, с. 60 -62 (е-соапторстве сА.И. Богомоловым, В.Г. Саниным).

63. Определение граисверсальных межсуставных ноиентов мышечных сил при ходьбе в норме н на протезах. - "Протезирование и протезостроение". Вып. XXXV, ЦНИИПП, М.. 1975, с. 39 - 45 (в соавторстве с Н.Г. Никитиным).

64. Особенности ходьбы инвалидов после двусторонней ампутаций бедер. -"Протезирование н протезостроение". Вып. XXXV, ЦНИИПП, М., 1975, с. 51 - 59 (в соавторстве с М.Г. Ротной, В.Г. Саниным).

6S Ренензнонные характеристики работы мышц при ходьбе на протезах. -"Протезирование н протезостроение". Вып. XXXY, ЦНИИПП, М., 1975, с. 71 - 80 (в. соавторстве с А. В. Саранцевым, А.С. Витензонон).

(>6 Чнергетнчсскяя оценка ходьбы человека в норме н на протезах. -' "Биомеханика". Труди НИИ травмотологин и ортопедии. Вьш. ХШ, Рига, 1975, с. 228 .232 (в соавторстве с Г.П. Гриценко).

67. Биомеханические характеристики движений сегмептов тела человека 5 горизонтальной тоскости прн ходьбе. - Труды Рижского НИИ травмотологин я ортопедии. "Биомеханика". Вып. ХШ, Рига, 1975, с. 234 - 238 (в соавторстве с Н.Г. Никитиным, ЛА. Жилиным).

68 Моделирование ходьбы на протезе бедра с внешники источниками энергии. -"Ортопедия, травмотологин и протезирование". И 12. Изд-во "Медицина", М., 1975, с. ll . - 33 ( в соавторстве сА.П. Богомоловым, В.Ю. Шишиаревым).

69. Исследование ротационных движений ног человека н искусственных . конечностей при ходьбе. • Материалы VI Всесоюзного симпозиума во теории и принципам устройства роботов и манипуляторов, Секция I. АН СССР, Тольятти, 1976, с. 41 -49 (в соавторе!ве с Н.Г. Никитиным).

"0. Биомеханическая и нннервационная структура ходьбы на протезах бедра поезе двусторонней ампутации. - "Протезирование н протезостроение". Вып. XXXVII, ЦНИИПП. М„ 1976, с. 5-14 (» соавторстве с А.С. Внтензоком, В.Г. Саниным).

71. Нрогсжрованне больных после двусторонней ампутации бедер. - "Ортопедия, 1 равмотоло! ня н протезирование". N 8, 1976, Изд-»о "медицина, с. 1 - 7 (в соавторстве с В.Г. Гяннным. 11.Н. Иприным, М.И. Лапясвым).

72 Биомеханические аспекты протезирования конечностей. - Руководство по . протезированию. Изд-во "Медицина", М., 1976, с. 75 - 88.

73. Схема сборки протезов и ортопедических аппаратов нижних конечностей.-Руководство по протезированию. Изд-во "Медицина", М., 1976, c.S9 - 103. '

74. Проблема биомеханической асимметрии в связи с протезированием. -"Ортопедия, зравмотология, протезирование". Изд-во "Медицина^, М., 1976, с. 3 - 6,

75. Применение ротационных устройств в протезах нижних конечностей. -Обзорная информация. Вып. :, ЦБНТИ МСО РСФСР, М., 1976, с. 2 - 9 (в соавторстве с . Н.Г. Никитиным).

16. Использование остаточных возможностей силы мышц культи в протезе голенч, - "Премирование и протезостроение". Вып. XXXIX, ЦНИИПП, М., 1976, с. 37 -41 (в созвюрпвесС.'-). Зуевским).

»7. Рационапьное распрсдгление масс в шагающих механизмах с точки зрения теории колебаний. - Материалы I Всесоюзного съезда по теории машин и механизмов. И'д-ю "Паука". Ляча-Лта, 1917, с. 31 - 32. (в соавторстве с В.И. Лнновскнм).

78 Рентгенологические и биомеханические исследования естественной стопы. -Maiq-Haiu рсспубтикаиской конференции по протезированию и протезостроению У (С Р. Харьков, 19 71, с. З1) - 40 (в соавторстве с Обысовым А .С., Склярои И.Б.).

79. Исследование распределения давлений на культю голени в протезах различных конструкций. - "Протезирование и протезостроение". Вып. 42, ЦНИИГШ, М., 1977, с. 16-21 (в соавторстве с В.Н. Ивановым).

80. Оценка энергозатрат на ходьбу по анализу траектории ОЦТ. -"Протезирование н протезостроение". Вып. 42, ЦНИИПП, М., 1977, с. 50 - 54 (в

, соавторстве с Г.И. Гриценко).

81. Стибательиая установка в сагиттальной плоскости гильзы бедра. • "Протезирование и протезостроение". Вып. 44, ЦНИИПП, М., 1978, с. 25 - 28 (в соавторстве сТ.М. Луцковой).

82. Исследование сводообразоваиня стопы. - "Протезирование и протезостроение". Вып. 45, ЦНИИПП, М., 1978, с. 93 - 97 (в соавторстве с Г.11. Гриценко, Л.М. Бурдиной).

83. Нормирование величии для оценки качества протезирования после односторонней ампутации нижией конечности. - "Протезирование и протезостроение".

. Выи. 46, ЦНИИПП, М., 1978, с. 9 - 16 (в соавторстве с A.B. Саранцевым).

84. Моделирование сводообраэующих свойств в искусственной стопе. -Материалы II Всесоюзной конференции по проблемам биомеханики. - Том IV. Изд-во "Зинатне", Рига 1979, с. 315 - 317 (в соавторстве с Г.П. Гриценко, Л.М. Бурдиной).

85. Влияние нормализации положения ОЦМ на результат протезирования. -Материалы II Всесоюзной конференции по проблемам биомеханики. Том. IV. Изд-во "Зинатне", Рига, 1979, с. 289 -291 (в соавторстве с Г.П. Гриценко, А.Г. АбдулаевЫм).

86. Исследование характера связей и степеней связанности в системе "человек-протез". - "Протезирование н протезосгроение". Вып. 48, ЦНИИПП, М., 1979, с. 5 - II (в соавторстве с В.И. Лнновским, В.И. Новиковым).

87. Биомеханическая и имитационная структура ходьбы на протезах после двусторонней ампутации голени. - "Протезирование и протоезостроение". Вып. 43, ЦНИИПП, М., 1979, с. 12-23 (в соавторстве с М.Ф.Витгофом, В.Е. Беленьким).

88. Классификация протезо» после вычленения бедра. - "Протезирование к протезостроение". Вып. 50, ЦНИИПП, М., 1979, с. 32 - 36 (в соавторстве с В.И. Новиковым, ОА. Ким).

89. Моделирование свода в искусственных стопах. • "Протезирование и . протезостроение". 'Вып. 54, ЦНИИПП, М., 1980, с. 78 - 82 (в соавторстве с Т.Е.

Куликовским).

90. Изготовление негативов и позитивов. - Учебное пособие. ЦНИИПП, М., 1980, с. I - 57 (в соавторстве сС А. Широковой).

941 Оценка качества протезов нижних конечностей. • "Протезирование и протезостроение". Вып. 56, ЦНИИПП, М., 1981, с. 8 - 13 (в соавторстве с В.Г. Саниным, Л А. Жилиным! A.B. Рожховым).

92. Исследование перемещений ОЦМ человека при ходьбе. - "Протезирование и протезостроение". Вып. 56, ЦНИИПП, М., 1981, с. 45 - 48 (в соавторстве с Л А. Жилиным).

93. Перспективы в разработке протезов нижних конечностей. -"Ортопедия, травмотология, протезирование". Изд-во "Медицина", вып. 6, М., 1983, с. 71 • 78 (в соавторстве с II.И. Кондращоъ'ым, А.И. Кужекииым).

94. Определение суставных моментов по опорным реакциям. - "Протезирование я протезостроение.-Вып. 45, М., 1983, с. 51 - 56 (я соавторстве с Н.Г. Никитиным).

, 95. Биомеханические предпосылки к построения протеза бедра с управляемым коленным механизмом. - "Протезирование я протезостроение". Вып. 66, ЦНИИПП, М., 1983, с."81 86 (в соавторстве с Б.С. Фарбсром).

94, Суставные моменты, девствующие яо фронтальной плоскости при ходьбе. -"Протезирование я протезостроение". Вып. 66, ЦНИИПП, М„ 1983, с. 100 - 103 (« соавуорстве с Н.Г. Никитиным).

97. Положение оси голеностопного шарнира и упругих элементов в С*«<уест»еииой „<,„,.. . "Протезирование и протезостроение". Вып. 68, ЦНИИПП, М„ 1983, с. 85-88 (я соавторстве с А.И. Кужекиным, Н.Г, Никитиным).

-4798. Оптимизация параметров механизма управления д жжением стопы в протезе голеки. - "Прогсчированне к лротозосгроение", Bun. 67, ЦНКИПП.М., 1933, с. 89 - 94 (в соавторстве с Н.Г. Никитиным, С.Э. Зуевским). '

99. Биомеханические предпосылки нормализации кол гнного угла при ходьбе на протезе бедра. - Материалы lit Всесоюзной конференции по проблемам биомеханики. Т. 2 - Рига, I9S3, с. 74 - 75 (в соавторстве с Б.С. Фарбером).

100. Управляемые электромеханические колейные механизмы прн ходьбе на . протезе бедра. - Материалы Ш Всесоюзной конференции i.o проблемам биомеханики. Том 2 - Ри|а,с. 75 - 74 (в соавторстве с Б.С. Фарбером).

101. Перемещение антропоморфных устройств ; управляемым коленным механизмом. - Материалы 111 Всесоюзною совещания по р "боготехничесхим системам. Том 3 - Воронеж, 1984, с. 122 - 124 (а соавторстве с Б.С. Фар ¿ером, Н.Г. Никитиным).

102. Конструкции протезно-ортопедических нзлечий. - "Легкая я пищевая промышленность", М„ 1984, с. 240. - Учебное пособие (в со 1вторстве с А.И. Кужехиным.

I0.V Оценка качества протезирования после односторонней ампутации голени к бедра. - ЦИНТИ, М . 1979, с. 34 (я соавторстве с Л.В. Capai цевым, О.Н. Дсмнным). '.

104. Технология протезно-ортопедичесхнх изделий. - Учебное пособие. Летромбыгизднт, М . 1985. с. 190 (в соавторстве еЛ.И. К; жеьиныы).

105. Исследования ходьбы на протезе бедра с управляемым электромеханическим конемом. - "Прогпнройание н протспосгроенне". Выя. 71, ЦНИИПП, М.( 1985, с. 79 - 94 (в соавторстве с B.C. Фарбером, Н.Г. Никитиным).

106. Normalisation о Г Walking on Prosthesis with in External Power Source. --A Theory aiui i'r.iciic of Robots and Manipulators. F irst CUi M IfTOMM Symposium, 1973, UJme. Italy (with VI. Shishmarcv, A.I. Bogomolov).

107." Bioinerhanical Approach to Prosthesis Design of Zower Extremities with Пнет;il Power Souiee. - A<lvan(:csin Internal Control • 'f Humon Extremities Iugosla'w . Comittec lot l-leciroiii« and Anatomition. Bclgrad, 1973.

ЮКЛнПиепсе of Prosthesis Parameters on Energy 1 isses of the Invalid in Walking. -Advance1; in External Control of Humon Extremities, Kelj.rad, 1975 (with A.I. Bogomolov, LA. yinlin. M.(. ! npacv).

109. Walk on the IVoslhcsis with Rotation Dcviccs. (with N.G. Hilitin, LA. Zhilin).

110 Investigation of Amputee Walking on the Abovckritt Prosthesis, (with G.P. Gruseiil.o).

ill. Rcvto/alion of Rotation m Amputee Wattind with Znwcr - Extremity Prosthesis by means ol Rotation Device«. - First Mediterranean Conference on Medical and Biological 1 upineei iiiy. Sorrento, llaly, 197 / (with N.G. Nikitin, Lv\ Zhilin).

1(2. On Antliropomoi pliiiig of Walking Machines. On Tyeory and Practice jf Robots :>»<! wunipnhiiors. I'WN Polish. Scientific PuMisdirrs, W irszawa, 1977 (with G.P. Grilsenko, N.G.Nikutn).

I П. The Role of Modern biomechanics in Designi lg Artificial Limbs. - Biomechanics VI International Series on Biomechanics, Volume2. B; Uiiversity Park Press, Baltimore USA (with l.s. lakobson, L.G. Kapiclmikova, N.G.Nikilin).

114. llllect Normalization of GMC Position on Prosthetic Results. - Official Longress of Biomechanics, Poland, 1979. (with G.P. Gritsenko, A 1 t. Abdullaev).