КОЛИЧЕСТВЕННЫЙ АНАЛИЗ ХАРАКТЕРИСТИК ГОЛЕНОСТОПНОГО СУСТАВА ЧЕЛОВЕКА НА РАЗНЫХ ФАЗАХ И СКОРОСТЯХ ХОДЬБЫ ДЛЯ ИСПОЛЬЗОВАНИЯ В КОНСТРУКЦИИ ПРОТЕЗОВ ГОЛЕНОСТОПНОГО СУСТАВА

Актуальность. В наше время протезы голеностопного сустава актуальны как никогда, но актуальные конструкции не имеют достаточного оснащения и гибкости в применении.
Цель работы – это исследование было направлено на количественную оценку компонентов характеристик голеностопного сустава, включая квазиригидность и работу в разных фазах ходьбы и с разной скоростью.

Характеристики голеностопного сустава человека
Общая функция голеностопного сустава человека во время фазы опоры при ходьбе может быть исследована с точки зрения отношения момента к углу. Это соотношение показывает почти линейную петлеобразную кривую для большей части фазы опоры при медленной и нормальной скорости ходьбы. Кривая показывает петлю гистерезиса по часовой стрелке на более низких скоростях, тогда как петля против часовой стрелки отображается на более высоких скоростях. Рассматривая кривую момент-угол, исследователи предположили, что человеческая лодыжка может быть заменена пассивной вращательной пружинно-демпферной системой на малых и нормальных скоростях, но на высоких скоростях необходим усиленный активный механизм.
Обычные пассивные протезы стоп ограничены относительно жесткими механизмами голеностопного сустава. Это обстоятельство побудило исследователей разработать пассивные эластичные протезы стоп с возможностью накопления и возврата энергии. Хотя энергоаккумулирующие протезы имеют больше преимуществ, чем обычные стопы, оба устройства демонстрируют одинаковое биомеханическое поведение, отличающееся от нормальной функции голеностопного сустава. Эти ограничения можно уменьшить путем разработки механических параметров протеза голеностопного сустава на основе характеристик голеностопного сустава человека.
Характеристики голеностопного сустава человека, такие как квазижесткость и работа, полученные из кривой момент-угол, являются ключевыми для проектирования протезов стопы. Квазижесткость относится к наклону кривой и определяется как общее сопротивление движению голеностопного сустава. Предыдущие исследования показали, что квазижесткость голеностопного сустава является важным аспектом дизайна, который следует настраивать на основе подэтапов и скоростей ходьбы в успешной конструкции протеза. Значения квазижесткости голеностопного сустава могут быть использованы исследователями в качестве ориентира для выбора и корректировки коэффициента упругости протезов. Работа голеностопного сустава рассчитывается по площади под кривой и количественно определяет количество энергии, поглощаемой или производимой суставными структурами. Кроме того, лодыжка демонстрирует отрицательную работу в средней стойке и положительную работу в конечной стойке. Работа голеностопного сустава и квазиригидность варьируются в зависимости от цикла ходьбы или скорости ходьбы. Успешная конструкция протеза должна включать в себя адаптивные характеристики, аналогичные характеристикам человеческой лодыжки в цикле ходьбы или на разных скоростях .
Предыдущие исследования изучали соотношение момент-угол голеностопного сустава при разных скоростях и выявили некоторые аспекты функции голеностопного сустава. Однако результаты этих исследований не могут быть непосредственно применены при разработке протезов голеностопного сустава, потому что диапазон характеристик голеностопного сустава при различных фазах ходьбы и скорости не представлен.
В этом исследовании кривая момент-угол голеностопного сустава была количественно проанализирована с использованием системы захвата движения. Полезная информация о квазижесткости и работе также была проанализирована и представлена в отдельных подфазах опоры в диапазоне скоростей ходьбы, которые могут быть применены для конструкций протезов.

Участники и протокол
В этом исследовании приняли участие 20 здоровых добровольцев, 14 мужчин и 6 женщин, без анамнеза ортопедической или неврологической патологии стопы или голеностопного сустава и нижних конечностей. В среднем участникам было 23,4 (SD 3,7) года, вес 67,6 (SD 10,2) и рост 174,2 (SD 7,7). Все участники предоставили письменное информированное согласие, одобренное Комитетом по этике Университета социального обеспечения и реабилитационных наук.
Анализы проводились в стандартной лаборатории ходьбы, оснащенной пятью инфракрасными камерами (Vicon 460, Vicon Motion System Ltd., Великобритания) и двумя силовыми пластинами (Kistler Instrument AG, Швейцария). Данные собирались с частотой 100 Гц. Светоотражающие маркеры были размещены на анатомических ориентирах в соответствии с рекомендациями набора маркеров Vicon «Plug-In-Gait». Этот набор включал лодыжку (латеральную лодыжку), палец (тыльную поверхность стопы между первой и второй плюсневыми костями), пятку, большеберцовую кость (на одну треть дистальнее), колено (латеральный мыщелк бедренной кости), бедро (на одну треть дистальнее) и ASIS (переднюю верхнюю часть). подвздошные ости). На крестец помещали маркер для расчета средней скорости ходьбы. Каждому участнику было предложено ходить босиком с четырьмя скоростями ходьбы, включая нормальную, медленную, очень медленную и быструю. Сначала им было приказано идти с выбранной ими самостоятельно нормальной скоростью. Затем их попросили идти медленнее и быстрее, чем их нормальная скорость. Испытания принимались, когда стопа полностью соприкасалась с платформой.

Обработка данных
Положения маркеров и силы реакции опоры были обработаны с использованием модели Vicon Plug-In-Gait для определения угла лодыжки (градусы), момента (Н·м) и мощности (Вт). Моменты голеностопного сустава рассчитывались методом обратной динамики. Сила голеностопного сустава определялась как произведение момента голеностопного сустава на угловую скорость голеностопного сустава. Затем момент и мощность нормировались по массе тела каждого человека (Н м кг ^-1 , Вт кг ^-1 ). Среднюю скорость ходьбы определяли как общее смещение маркера крестца, деленное на время на определенном расстоянии. Кинетические и кинематические данные были подвергнуты низкочастотной фильтрации с использованием фильтра Баттерворта шестого порядка с нулевой задержкой и частотой среза 10 Гц. К точкам данных была применена линейная интерполяция, чтобы установить одинаковую длину наборов данных. Нулевое положение голеностопного сустава определялось как точка, в которой сегмент стопы был перпендикулярен сегменту большеберцовой кости. Угол тыльного сгибания и момент голеностопного сустава считались положительными.
Каждая петля момент-угол в фазе опоры была разделена на три подфазы: контролируемое подошвенное сгибание, контролируемое тыльное сгибание; и мощное подошвенное сгибание. Начало фазы контролируемого подошвенного сгибания характеризовалось ударом пятки и заканчивалось максимальным подошвенным сгибанием в ранней стойке. Последующая фаза контролируемого тыльного сгибания определялась от конца контролируемого подошвенного сгибания до максимального тыльного сгибания голеностопного сустава в средней стойке, при котором угол голеностопного сустава увеличивался, а сила оставалась отрицательной. Мощное подошвенное сгибание определяли как фазу от конца контролируемого тыльного сгибания, когда сила голеностопного сустава изменялась до положительных значений до отрыва пальцев. В этой подфазе голеностопный сустав достиг максимального подошвенного сгибания, и мощность оставалась положительной. Квазижесткость или K голеностопного сустава (Н м кг ^-1 рад ^-1 ) при контролируемом подошвенном сгибании (K _CP ), контролируемом тыльном сгибании (K _CD) и мощное подошвенное сгибание (K _PP ) оценивались как наклоны соответствующих линий линейной регрессии к данным момент-угол в каждой подфазе (уравнение 1 ).

        (1)

где M — голеностопный момент, θ — угол сустава, а K — квазижесткость.
Значения работы голеностопного сустава (Н·м рад·кг- ¹ ) при контролируемом подошвенном сгибании (W _CP ), контролируемом дорсифлексии (W _CD ) и усиленном подошвенном сгибании (W _PP ) рассчитывали как площадь под кривой момент-угол при каждом подфазы на основе подхода трапециевидной аппроксимации. Площадь внутри петли рассматривалась как общая работа, выполняемая голеностопным суставом в фазе опоры (W _total ); эта площадь была рассчитана путем вычитания абсолютных площадей кривых механического подошвенного сгибания (|W _PP |) и контролируемого дорсифлексии (|W _CD |).
Нормальное распределение данных проверяли с помощью критерия Колмогорова-Смирнова. Модели линейной регрессии с использованием метода наименьших квадратов были применены для изучения взаимосвязи между моментом и углом. Качество соответствия регрессионных моделей оценивали с использованием коэффициентов детерминации ( R ² ). Повторные измерения ANOVA с апостериорным критерием, скорректированным Бонферрони, были проведены для сравнения средних значений на разных подфазах и скоростях. Статистический анализ проводили с использованием SPSS версии 19 (SPSS Inc., Чикаго, Иллинойс, США). P  < 0,05 считался уровнем значимости всех тестов.

Результаты
Средние различия между скоростями ходьбы в четырех категориях были статистически значимыми ( P  <0,05).
Линии регрессии, подогнанные к данным контролируемого подошвенного сгибания, показали 0,49 ≤  R ²  ≤ 0,75. Не было обнаружено существенных различий между K _CP на всех скоростях, использованных в этом исследовании ( P  > 0,05) . Кривые момента по сравнению с кривыми угла в фазе контролируемого дорсифлексии наблюдались в регрессионных моделях, но R ² уменьшался по мере увеличения скорости (0,83 ≤  R ²  ≤ 0,96). Статистически значимые различия обнаружены у К _КД по скорости ходьбы. К _CDпри высокой и нормальной скоростях было значительно выше, чем при низкой и очень низкой скорости ( P  = 0,00). Кривые момент-угол силового подошвенного сгибания показали R ²  > 0,95. Результаты не показали существенных различий между K _PP s при всех скоростях ходьбы.
Статистически значимые различия были обнаружены в W на всех скоростях ( P  = 0,00 ). Более того, в ранней стойке (фаза контролируемого подошвенного сгибания) и от средней до конечной стойки (фаза контролируемого тыльного сгибания) мощность была отрицательной, что указывает на поглощение энергии. В фазе перед махом (мощное подошвенное сгибание) мощность была положительной, что свидетельствует о выработке энергии в этот период (рис . 1 ). Среднее ± стандартное отклонение опорной мощности при скоростях от медленной до высокой составляло -0,12 (0,13), 0,03 (0,15), 0,17 (0,18), 0,46 (0,22) Вт·кг ^-1 . Средние различия мощности были значительными ( P  <0,05). Максимальная сила голеностопного сустава увеличивалась при увеличении скорости ходьбы (рис . 2 ).

Рисунок 1. Мощность голеностопного сустава в зависимости от времени стояния при четырех скоростях ходьбы.

Рисунок 2. Максимальная мощность голеностопного сустава при четырех скоростях ходьбы.

В настоящем исследовании диапазон квазиригидности и работы голеностопного сустава был исследован с точки зрения трех отдельных подфаз опоры при четырех скоростях ходьбы. Этот набор данных может быть полезен для разработчиков, которые определяют механические требования к протезам голеностопного сустава.
Полученные данные показали, что общий паттерн поведения голеностопного сустава согласуется с предыдущими исследованиями, демонстрируя, что человеческая лодыжка переходит из пассивной в активную систему в ответ на увеличение скорости ходьбы.
В фазе контролируемого подошвенного сгибания результаты показали более низкие значения квазиригидности и работы, чем в других подфазах. В этот период голеностопный сустав начинает сгибаться под действием эксцентрического сокращения мышц тыльного сгибателя, чтобы обеспечить амортизацию и контролировать скорость удара о пол. Линии регрессии, подогнанные к данным зависимости момента от угла, показали большую изменчивость в этот период. Это может быть связано с количеством данных кинетики и кинематики при контролируемом подошвенном сгибании (около 5 точек данных на частоте 100 Гц), поскольку эта фаза происходит за короткий период времени. Однако у большинства участников были замечены подгонки с высокими значениями R ^{2 s.} Следовательно, в конструкции протеза можно учитывать пружинящее поведение голеностопного сустава.
В фазе контролируемого тыльного сгибания голеностопный сустав показал соотношение момент-угол с приемлемыми значениями R ². В этом интервале большеберцовая кость движется вперед над неподвижной стопой, голеностопный сустав начинает и продолжает выполнять тыльное сгибание с увеличением момента подошвенного сгибателя, который достигает максимума в конце фазы. Кроме того, отрицательная работа выполняется подошвенными сгибателями голеностопного сустава для замедления скорости движения ноги вперед. Таким образом, можно просто предположить, что голеностопный сустав ведет себя как пружина со значительным поглощением энергии в фазе контролируемого тыльного сгибания. Принимая во внимание скорость ходьбы, результаты показали, что голеностопный сустав становится жестче на более высоких скоростях при контролируемом тыльном сгибании. Точно так же Shamaei et al пришел к выводу, что движение голеностопного сустава становится более нелинейным в фазе контролируемого тыльного сгибания при более высоких скоростях. Можно сделать вывод, что лодыжка действует, возможно, более линейно эластично на более медленных скоростях, как линейная пружина, но на более высоких скоростях добавляются более сложные и расширенные системы. Таким образом, в конструкции протеза в этот период можно рассматривать пружину с регулируемой жесткостью, модулируемой в зависимости от скорости ходьбы.
Во время интервала силового подошвенного сгибания вес тела резко переносится на контралатеральную конечность. Подошвенные сгибания в голеностопном суставе под действием нисходящего момента, в то время как подошвенные сгибатели создают положительную пиковую мощность, толкающую тело вперед. Результаты в фазе подошвенного сгибания показали положительную пиковую мощность на всех скоростях, которые увеличивались по мере увеличения скорости ходьбы. Следовательно, результаты показывают, что в интервале усиленного подошвенного сгибания голеностопный сустав функционирует как пружинно-демпферная конструкция с очень низкой скоростью. Однако эффект демпфирования постепенно исчезает на малых скоростях. При более высоких скоростях ходьбы постепенно появляется активный источник энергии. Это наводит на мысль о необходимости внедрения усовершенствованных систем (таких как двигатель) в сочетании с пассивными пружинно-демпферными элементами при высоких скоростях ходьбы.
Это исследование было проведено на 20 здоровых молодых участниках разного возраста, подвижности и скорости ходьбы. Следовательно, результаты анализов не могут быть применены к другим популяциям, например, к людям с ампутированными конечностями или диабетикам. Кинетические и кинематические данные голеностопного сустава были получены с использованием односегментной модели Vicon Plug-In-Gait; как таковой, этот фактор следует учитывать при применении наших результатов, поскольку мощность и работа могут быть переоценены.
Эта работа обеспечивает количественное понимание характеристик голеностопного сустава, призванное помочь дизайнерам в разработке новых протезов голеностопного сустава. Значения квазижесткости и работы голеностопного сустава, представленные в этом исследовании, могут быть использованы в качестве ориентира для выбора и регулировки коэффициента пружины протезов. Однако вариации параметров существуют на разных подфазах и при разных скоростях ходьбы. Эти стратегии регулировки следует учитывать при проектировании систем протезов голеностопного сустава для достижения более естественного поведения.

ВЫВОДЫ
Наши данные показали, что квазижесткость и работа голеностопного сустава могут регулироваться на разных фазах и скоростях. Эти результаты могут быть клинически применимы при проектировании и разработке протезов голеностопного сустава, которые могут естественным образом имитировать ходьбу человека с различной скоростью.

1. Versluys R, Beyl P, Van Damme M, Desomer A, Van Ham R, Lefeber D: Prosthetic feet: State-of-the-art review and the importance of mimicking human ankle-foot biomechanics. Disabil Rehabil Assist Technol 2009,4(2):65–75. 10.1080/17483100802715092
2. Crenna P, Frigo C: Dynamics of the ankle joint analyzed through moment–angle loops during human walking: Gender and age effects. Hum Mov Sci 2011,30(6):1185–1198. 10.1016/j.humov.2011.02.009
3. Shamaei K, Sawicki GS, Dollar AM: Estimation of quasi-stiffness and propulsive work of the human ankle in the stance phase of walking. PLoS One 2013,8(3):e59935. 10.1371/journal.pone.0059935
4. Frigo C, Crenna P, Jensen LM: Moment-angle relationship at lower limb joints during human walking at different velocities. J Electromyogr Kinesiol 1996,6(3):177–190. 10.1016/1050-6411(96)00030-2
5. Hansen AH, Childress DS, Miff SC, Gard SA, Mesplay KP: The human ankle during walking: implications for design of biomimetic ankle prostheses. J Biomech 2004,37(10):1467–1474. 10.1016/j.jbiomech.2004.01.017
6. Takahashi KZ, Stanhope SJ: Mechanical energy profiles of the combined ankle–foot system in normal gait: insights for prosthetic designs. Gait Posture 2013,38(4):818–823. 10.1016/j.gaitpost.2013.04.002
7. Hsu M-J, Nielsen DH, Lin-Chan S-J, Shurr D: The effects of prosthetic foot design on physiologic measurements, self-selected walking velocity, and physical activity in people with transtibial amputation. Arch Phys Med Rehabil 2006,87(1):123–129. 10.1016/j.apmr.2005.07.310

Все статьи автора «Драгун Максим Юрьевич»