6. Výstupní jednotky 6.1. Obecné charakteristiky Výstupní jednotky zahrnují tkáně všeho druhu. Podle určení rozlišujeme výstupní jednotky na: • motorické - zajišťují pohyb (převodem chemické energie na mechanickou). Zahrnují kosterní svaly a kontraktilní strutury kardiovaskulárního, dýchacího, zažívacího systému a exkrečních jednotek. • informační - pro vstup, výstup, přenos, zpracování a uchování informace; zahrnují svaly pro vnitřní (hladké svalstvo) i vnější prostředí (mimické svaly a hlasivky) a žlázy pro vnější prostředí; • sekreční1 - sekrece je vylučování tělu prospěšných látek ze žláz; • exkreční2 - exkrece znamená vylučování a vyměšování odpadních, tělu neprospěšných, resp. přebytečných látek; • nosné - zajišťují nejen fyzickou podporu svalů, nýbrž i ostatních vnitřních tkání a orgánů Výstupní jednotky jsou řízeny centrální nervovou soustavou a endokrinní soustavou. Řízení prostřednictvím CNS je určeno zcela jednoznačně, naopak činnost a tím i vliv endokrinního systému závisí na stavu CNS a dalších podmínkách charakterizujících tok chemických poslů, zejména hormonů.
6.2. Kostra, její struktura a funkce 6.2.1. Kosti Kostra plní zejména podpůrnou roli, která dává organismu jeho tvar a umožňuje jeho pohyb a zajišťuje pravidelnou činnost vnitřních orgánů. Kostra váží u mužů cca 12 kg a cca 10 kg u žen. Pevnost kosti vůči tlaku odpovídá více či méně pevnosti mosazi, pevnost vůči tahu je poněkud menší. Kromě podpůrné funkce mají kosti ještě několik dalších úkolů, např. určují skladbu a zajišťují uchovávání minerálů, produkují červené krvinky. Tyto různé úlohy mohu být realizovány díky složité stavbě a intenzivnímu metabolismu kostní tkáně. Obecně kosti dělíme na (obr.6.1): • dlouhé (k. stehenní, k. pažní, ...); • krátké (k.zápěstní); • ploché (lopatka); • nepravidelné (k. chodidla). Kost je vytvořena z hutné korové vrstvy a z vrstvy houbovité. Korová hmota, která hlavně určuje mechanické vlastnosti kosti, tvoří povrch kosti, zatímco houbovitá hmota je uvnitř hlavic dlouhých kostí, příp. uvnitř krátkých a plochých kostí (v těchto kostech může být velice tenká nebo tam může zcela scházet) a je prostoupena kostní dření. Rozlišujeme dva druhy kostní dřeně:
Obr.6.1 Lidská kostra
• žlutá kostní dřeň má vzhled tukové tkáně; • červená kostní dřeň je místem, kde vznikají erytrocyty; Ve stáří se kostní dřeň mění v želatinovou hmotu. 1 2
Sekreční - lat. cerno - odděluji, vylučuji; lat. se- předpona znamenající pro sebe, roz-, odExkreční - lat. ex- předpona znamenající ven, z-) 85
Jak hutnou kompaktní, tak i houbovitou vrstvou kosti procházejí mnohé cévy, kterými protéká přibližně 5% srdečního výdeje. Dále se zabývejme především nosnou funkcí kostry a to z hlediska dlouhých kostí a jejich korové vrstvy. Dlouhé kosti (pažní, stehenní, holenní, loketní) mají více či méně tvar trubice. Uvnitř je možné rozpoznat kanál kostní dřeně, který je vyplněn kostní dřeni (obr.6.2). Základ kostní dřeně tvoří tkáň, ve které se nacházejí různé buněčné elementy, mezi jinými osteoblasty (řec. osteon - kost, řec. blastos - zárodek) a osteoklasty (řec. klastos - ulomený, od klao - lámu). Osteoblasty, aktivní buňky tvořící kostní hmotu, spojují své produkty do síťovité struktury a vytvářejí tzv. „osteoid“, který posléze kalcifikuje a tak se tvoří kostní tkáň. Část z těchto buněk zůstává v kostní hmotě, tzv. osteocyty. Kost nemůže stále zvyšovat svou tloušťku a proto současně s růstem kostní tkáň z vnitřní strany kostní dutiny odumírá, což zajišťují osteoklasty, velké buňky s mnoha jádry.
Obr.6.2 Stavba stehenní kosti
Kosti jsou pokryty blánou - okosticí, která je bohatě prokrvena a inervována. Nervy i cévy pronikají také do vnitřku kostí. Jak kompaktní, tak i houbovitá kostní tkáň mají pórovitou strukturu, což jednak zmenšuje váhu kostí, jednak zvětšuje odolnost vůči lomu (obr.6.3). Struktura je tvořena trámcovitou tkání - trámčinou, jejíž uspořádání a hustota závisí na každé konkrétní části kosti (obr.6.4).
Pokud je kost vystavena fyziologickému tlaku, pak se hustota trámčiny zvětšuje. Naopak, namáhání menší než je zvykem (patologicky malé) způsoObr.6.3 Zábrana dalšího praskání materiálu (kosti) pomocí navrtání otvoru na buje zánik trámčiny i odkonci vytvořené štěrbiny vápnění kosti, tedy snížení její odolnosti. Stejně tak nadměrný, patologicky dlouhotrvající tlak, hormonální poruchy či jiné chorobné stavy mohu způsobit vstřebávání kostní tkáně. Změny, které vyvolávají ve struktuře kostí vnější síly, vyjadřuje Wolfův zákon. Tento zákon není skutečný fyzikální zákon, spíše souhrn dlouholetých pozorování. Dvě nejdůležitější součásti tohoto zákona jsou „hypotéza o trajektorii“ a „adaptivní modelování“. Hypotéza o trajektorii se týká viditelné shody uspořádání trámcovité struktury s matematicky určenými a vyznačenými tlakovými siločarami. Adaptačním modelováním rozumíme změny tvaru a vnitřní struktury kosti vlivem vnějších patologických sil. Podle Wolfova zákona (obr.6.5) probíhá v kostech „biologický řídicí proces“, přičemž osteocyty slouží jako tlakové senzory a osteoblasty i osteoklasty jsou výkonnými prvky a celý systém zajišťuje převod mechanického tlaku do fyziologického normálu. Tak kost, ve které tak jako v každé tkáni probíhá neustálá obnova, může měnit tvar do (z biomechanického hlediska) nejvhodnější podoby. Tento jev může být právě tak užitečný (např. vrůstání implantátu), jako škodlivý (např. zkřivení páteře nebo osy dolních končetin). Obr.6.4. Trámčina kostí odpovídá rozložení Nepochybně nejdůležitějším vnějším procesem, namáhání kosti který způsobuje změny tlaku na kosti je pohyb. 86
Kosti jsou spojené pomocí kloubů. V okamžiku, kdy se svaly, šlachami připojené ke kostem, zkracují, mění kosti svou polohu. Stavba kloubu umožňuje plynulost a široký rozsah pohybu.
6.2.2. Klouby Kloub je pohyblivé spojení dvou kostí (výjimečně chrupavek). Pohyb v kloubech probíhá s minimálním třením díky existenci neustále vláčné kloubní chrupavky. Vzájemně spolupracující konce kostí jsou pokryté chrupavkou s nezvykle hladkým povrchem. Chrupavka není prokrvená, protože tlak kosti by mohl Obr.6.5 Wolfův zákon způsobit zánět cév. Místo toho je vyživována a zvláčňována kloubovým mazem, který vytváří mazová blána, nacházející se ve vnitřní vrstvě kloubního pouzdra (obr.6.6). Je-li chrupavka prosáknuta mazem, pak se v okamžiku, kdy na sebe začnou kosti vzájemně tlačit, uvolní malé množství mazu, aby se zlepšilo „namazání kloubu“. Jakmile tlak přestane působit, maz se zpětně vsakuje do chrupavky. Kloub obklopuje kloubní pouzdro a to nedovolí mazu uniknout ven. Samo pouzdro není schopno zajistit trvalé pohyblivé spojení kostí. Proto uvnitř, případně vedle kloubu jsou konce kostí spojeny vazy, podobnými šlachám. Obr.6.6 Skladba kolenního kloubu V některých kloubech, např. kolenním, jsou navíc kloubní poloměsíčité chrupavky, které dodatečně zmírňují vliv tlaku a tak chrání povrchové plochy kloubu a usnadňují spolehlivé, přesné provedení pohybů. Tření na povrchu kloubních chrupavek je menší než tření bruslí na ledě. Dokonalost kloubního aparátu je taková, že v některých kloubech je koeficient tření 0,005. A to vše kvůli tomu, aby byl umožněn pohyb organismu, a v dalších důsledcích jeho přežití.
6.2.3. Pohyb Pohyb člověka lze rozdělit do dvou kategorií: • lokomoce - pohyb, jímž se organismus přemísťuje; • manipulace - činnost zajišťovaná horními končetinami. Pohyb člověka lze popsat ve třech rovinách - frontální, sagitální a transverzální (obr.6.7). Abychom byli schopni popsat pohyb, musíme jej dokázat změřit, např. pomocí souřadnic vybraných bodů na těle, elektromyografického signálu nebo též zrychlení určených bodů na těle. Lze zkoumat i reakční síly (během chůze na desce umožňující měřit sílu reakce) i
Obr.6.7 Popisné anatomické roviny
87
změny úhlů kloubů. Obvykle se vybrané body na těle označí značkami, např. infračervenými, jejichž poloha je registrována kamerou a analyzuje se počítačem (zpravidla off-line). Na základě těchto i jiných podobných údajů byly vytvořeny složité, podrobné biomechanické modely pohybového systému člověka. Nejkomplikovanější model má až 250 stupňů volnosti. V praxi se ale používají jednodušší modely, např. model antropomorfického robota má 25 stupňů volnosti. Takové modely se používají pro terapeutické nebo rehabilitační účely, pro zkoumání stability dvounohých kráčejících strojů nebo manipulačně-lokomočních systémů. V závislosti na oblasti použití se zaznamenávají a analyzují různé údaje. V zásadě, modelování a simulace pohybu člověka předpokládá použití dynamických modelů, naopak při biomechanické analýze kosterního aparátu se uplatní modely statické. V obou případech jsou pro získání výsledků třeba komplikované, časově náročné výpočty, i když nedávno vytvořená programovací prostředí řeší mnohé z těchto problémů. Obyčejně se pro řešení problémů tohoto typu používá metoda konečných prvků. Biomechanické modely jsou v medicíně obecně použitelné zejména při plánování korekcí kosterního aparátu, resp. při kostních implantacích, protože umožňují vymezit jednotlivé plochy a vyvinuté síly. Obnovení správných proporcí a směrů působení jednotlivých sil rozhoduje o úspěchu případného chirurgického zásahu.
6.2.4. Implantace Za současného stavu medicíny i techniky je již možná trvalá či dostatečně dlouhodobá náhrada velkého množství lidských orgánů. Každý umělý prvek vložený do organismu nazýváme implantátem a jeho vložení do organismu označujeme jako implantaci. I když první pokusy o implantace sahají až do starověku, teprve poznání zásad asepse (nepřítomnost choroboplodných mikroorganismů - lat. apředpona pro opak, zápor, nedostatek, řec. sepsis od sepo hniji) a antisepse (postup sloužící k co největšímu omezení choroboplodných organismů v daném prostředí - řec. anti- proti), spolu se schopností poskytnout narkózu či jiné formy místního znecitlivění umožnilo zahrnout implantační techniky do denní lékařské praxe. Úspěch implantace je možný pouze za přesné, neoddělitelné spolupráci medicíny a techniky, proto je zajímavou úlohou bioniky. První implantáty byly spojeny s náhradou kostí člověka a implantáty tohoto druhu stále tvoří většinu. Pro ilustraci problémů spojených s náhradou kostí byly vybrány tři případy - stabilizační destičky pro zlomeniny kostí, dřeňové spoje a umělý kyčelní kloub. Destičky pro spojení kosti Spojovací destičky jsou příkladem pasivních implantátů, tj. zastupujících statické prvky organismu a předpokládá se, že budou v místě použití nepohyblivé. Destičky jsou implantovány pouze na dobu srůstání kosti (dočasné implantáty), proto mohou být vytvořené z materiálu, který přesto, že je dostatečně biologicky shodný, může po delším čase vykazovat nežádoucí, škodlivé interakce s tkání a orgánovými tekutinami. Poměrně levným materiálem, který má dostatečné mechanické vlastnosti a je snadno opracovatelný, je ocel, např. chromniklmolybdenová (Cr-Ni-Mo) nebo kobaltchrommolybdenová (Co-Cr-Mo). Složení a zpracování těchto ocelí jsou neustále vylepšovány. Destičky se připevňují ke kosti odpovídajícími šrouby. V první etapě byly destičky používány pro kontaktní zlomeniny (Hausmann - 1886, Lambotte - 1907, Sherman - 1912, Lane - 1914). Jejich úlohou bylo udržet obě části kosti blízko sebe, tedy zabránit podélnému a rotačnímu pohybu. Nicméně ukázalo se, že vlivem tlaku kost pod destičkou a kolem závitů odumírá, což způsobuje uvolnění celé konstrukce. Poněvadž současně s tím začíná fyziologicky odumírat kost i v místě zlomu, destička nejen že přestane znehybňovat obě části kosti, ale přímo znemožňuje srůst díky tomu, že zabraňuje kontaktu obou zlomených částí. Další zlepšení měla tomuto jevu předejít. Při spojování úlomků kostí se bere ohled na fyziologický zánik plochy kostního zlomu pomocí odpovídajícího stisku obou zlomků. Postupně byly vyvinuty svírací destička (Danis - 1949), svírací aparát (Venable - 1950) a ko88
Obr.6.8 Princip samosvorných destiček
nečně samosvorné destičky (Bagby a Janis - 1958), které měly tak uzpůsobené otvory, že hlava šroubu klouzající po bočním povrchu otvoru způsobovala pevné sevření obou částí kosti (obr.6.8). Poslední varianta se používá dodnes, i když s mnohými obměnami. Zvláště se o to zasloužila v roce 1958 založená švýcarská společnost AO (Arbeitgemeinschaft für Osteosynthese). Výzkumné práce této společnosti ukázaly kromě jiného na řadu faktorů podílejících se na správném srůstu, např. výběr kroutícího momentu během šroubování, správný ohyb destičky, počet a druhy otvorů. Výzkum byl prováděn na modelech a dokonce ani potvrzené experimenty nemohou zajistit stoprocentní úspěch při srůstu, protože jednak nezohledňují změny nastávající v živé tkáni ovlivněné stiskem, jednak neumožňují získat přesné údaje, např. o tloušťce korové vrstvy srůstající kosti, nezbytné pro definování podmínek srůstu. Vzhledem k tomu, že spoj pomocí destiček je nejčastěji používaný a nejlépe poznaný způsob implantace, lze si snadno udělat obrázek o všech problémech, které souvisí s dalšími složitějšími způsoby implantace. Dřeňové spoje
Obr.6.9 Küntscherův hřeb
Tyto destičky znehybňují kost „zevnitř“. Spojení kostí je také možné provést pomocí hřebu vloženého do dřeňového kanálu, tedy „zevnitř. První pokusy s tímto způsobem znehybnění se uskutečnily na konci 19. století, ale teprve Küntscher v roce 1940 vytvořil hřeb, který byl posléze obecně přijat v chirurgické praxi. Küntscher používal pro znehybnění končetinových kostí několika druhů kovových hřebů, aby mohl lépe zajišťovat, jinak ve válečných podmínkách obtížné, ošetřování raněných a případně jejich rychlou evakuaci. Küntscherův hřeb je podélně přeříznutá trubička s průřezem ve tvaru trojlístku nebo písmene Ω (příp. písmene V) vyrobená z plechu V4A - chromniklmolybdenová ocel s příměsí titanu (Ct-Ni-Mo-Ti). Hřeb má tupý kónický konec, umožňující jednodušší zavedení do dřeňového kanálu. Způsob znehybnění částí zlomené kosti připomíná spojování dvou dřevěných částí pomocí hřebíku. Když zatloukáme hřebík do dřeva, rozdělujeme jeho vlákna, která pak pružně svírají hřebík a tvoří pevné spojení. Podobně zavádění hřebu na těsno do dřeňového kanálu (obr.6.9) vede k zúžení podélné štěrbiny. Ta se po zavedení díky pružné konstrukci hřebu opět rozšíří a hřeb se v kosti se zafixuje tím, že se opírá o kost. Ovšem tlak na kost způsobuje její odumírání a rozšíření kanálu, do kterého je hřeb zaveden, způsobí jeho postupné uvolnění. Avšak dříve než dojde k úplnému uvolnění hřebu, se kosti podaří srůst. Hřeb se zavádí po předchozím navrtání otvoru o přiměřeně malém průměru pod RTG dohledem. Někdy se hřeb dodatečně zpevňuje příčnými šrouby.
Dřeňové spoje se nejčastěji používají při zlomeninách stehenních, lýtkových a pažních kostí. Umělý kyčelní kloub Umělý kyčelní kloub nebo též totální endoprotéza kyčelního kloubu je aktivním implantátem. To znamená, že spolu vzájemně spolupracují dvě části kloubní protézy - hlavice a kloubní jamka (obr.6.10). Prototyp totální endoprotézy byl vytvořen v roce 1950. Umělý kloub se zpravidla používá ve dvou situacích - v případě zlomeniny krčku stehenní kosti, která již nemá naději srůst nebo při velkých degenerativních změnách tohoto kloubu. Je to samozřejmě stálý implantát a v organismu zůstává tak dlouho, pokud se neobjeví příznaky opotřebení nebo nežádoucích interakcí s tkání. Proto je velice pečlivě technologicky zpracovávaný a vyrábí se z různých materiálů, např. hlavice z vhodné oceli a jamka z oceli s vložkou z biokompatibilní tvrdé umělé hmoty. Rovněž se používají keramické materiály. Protože neexistuje možnost dodatečného mazání kloubu, musí být povrch vzájemně se dotýkajících materiálů velice hladký a tvrdý, aby byl možný plynulý pohyb bez otěru materiálu endoprotézy.
89
Obě části umělého kloubu se do kostí osazují pomocí tzv. kostního cementu nebo bezcementovou metodou. V druhém případě je povrch osazovaných částí vhodně profilovaný, aby kostní tkáň mohla lépe vrůst do profilu protézy. Někdy se materiál protézy ještě dále povléká vrstvou látky (např. hydroxiapatitem) se složením podobným jako má kostní tkáň. Stisk obou částí zajišťují svaly. Endoprotézy kyčelního kloubu se vybírají na základě RTG vyšetření, přičemž se vyhodnocuje především potřebná velikosti hlavice a délky krčku stehenní kosti (tzv. offset). Vybírá se nejvhodnější velikost z určité typové řady. Různé jsou též tvary násad protéz osazovaných do stehenní kosti. Velmi důležité je, aby zatížení z pánve bylo přeneseno na stehenní kost po celé délce násady. Jinak je vyloučeno, že se umělý kloub do kosti zafixuje. K tomu, aby byl kloub správně implantován, tj. se zachováním všech přirozených vzdálenosti a úhlů ve stehně i v pánvi, jsou zcela nezbytné speciální nástroje. Přes tyto obtíže je totální endoprotéza kyčelního kloubu čím dál tím víc používána se stále lepšími výsledky. Často je pro pacienta jedinou šancí jak si zachovat možnost vlastního pohybu a tím i kvalitního přežití. Teoreticky může být kost zastoupena mechanickým zařízením jak z hlediska podpůrné, tak i pohybové funkce. Ale dosud nebyl vyvinut materiál, který by při stejné váze měl i stejnou odolnost jako má kost a současně byl biokompatibilní s organismem člověka. Poměrně těžké klouby se v místě jejich osazení v kosti uvolňují. Kost se neuObr.6.10 Umělý kyčelní kloub stále obnovuje, zatímco endoprotéza stárne. Zlomenina implantátu, např. následkem únavy materiálu, zpravidla vyžaduje jeho výměnu, což obnáší další komplikovanou operaci. Přesto však korelace neživé a biotické hmoty je menším zlem než zánět nebo znemožnění funkce kosterního systému.
6.3. Kosterní svaly 6.3.1. Fyziologické základy Kosterní svaly převádějí chemickou energii vázanou v organických sloučeninách (zejména v cukrech) uložených ve svalech na mechanickou a tepelnou energii, což se děje při daném uspořádání svalových vláken za pomoci enzymů (biokatalyzátor - bílkovina, která i při malé koncentraci významně urychluje průběh biochemických reakcí). V lidském těle je přibližně 630 svalů (představuje to asi 40% hmotnosti těla) - brouk kovařík má cca 800 svalů, housenky až 4000 svalů. Největší sval lidského těla je velký hýžďový sval (dokáže vyvinout sílu až 104 N), nejmenší sval je sval třmínkový. Svalová buňka je vlákno o délce 4,5 mm až 20 cm a průměru 10 až 100 µm (běžně kolem 50 µm). Obsahuje stovky myofibril (řec. mys, myos myš; lat. fibra - vlákno). Každá myofibrila, s průměrem do 1 µm, je rozdělena disky (ploténkami) Z na přibližně 2,2 µm dlouhé segmenty, tzv. sarkomery (řec. sarx, sarkos - maso), které se skládají z aktinových (cca 2x2000)
Obr.6.11 Skladba příčně pruhovaného svalového vlákna (podle [8])
90
Kosterní svaly Rychlost vedení vzruchu ve svalových vláknech Trvání AP Latence (doba mezi AP a kontrakcí)
Hladké svaly 5 m/s 4 ÷ 5 ms 3 ms
~ 102 ms
Trvání AP Srdeční sval Rychlost vedení vzruchu
Trvání kontrakce po jednom AP Trvání AP rychlé svaly *) 0,01 s (300 imp/s) srdeční síně pomalé svaly *) 0,1 s (30 imp/s) srdeční komory Maximální tenze Mechanická účinnost Poměr počet nervových vláken/ /počet svalových vláken
4 kg/cm2 20 ÷ 25 % (teplo 75 ÷ 80 %) 1 ÷ (10-15), 1 ÷ (300-400)
0,5 m/s 0,15 s 0,3 s
Tab.6.1 Vlastnosti různých druhů svalů *)
Pomalé (červené) svaly jsou citlivější na nedostatek kyslíku, ale mají lepší kyslíkový metabolismus než rychlé (bílé) svaly. Obsahují větší počet kapilár a myoglobinu (zásoby kyslíku) a unaví se méně než rychlé svaly. Červené svaly - stoj, vytrvalost; bílé svaly - rychlý pohyb.
a myozinových (cca 1000) filament (lat. filum - nit). Tato jemná bílkovinná vlákénka vytvářejí strukturu, která má příčně pruhovaný mikroskopický obraz (odtud příčně pruhované svalstvo). Pohybem iontů vyvolaným stimulací akčními potenciály vznikají elektrostatické síly mezi pozitivně a negativně nabitými molekulami, které dále způsobují zasunování myozinových vláken mezi vlákna aktinová. Tento pohyb má za následek zkrácení délky sarkomery až na délku cca 1,7 µm. Energie potřebná pro toto zkrácení se získává z potravy. Každé vlákno kosterního svalu je inervováno z motoneuronu, který je zpravidla přiveden k několika svalovým vláknům. Zakončení motorických nervových vláken, tzv. neurosvalová ploténka je podobné synaptickému zakončení. Motoneuron spolu s jím ovládanými svalovými buňkami tvoří tzv. motorickou jednotku. Jeden Obr.6.12 Struktura sakromery sval může obsahovat od 100 motorických jednotek (m. lumbricalis pedis - sval pohybující prsty na nohou) do 2000 motorických jednotek (zevní okohybné svaly). Počet svalových vláken řízených jedním motoneuronem je nepřímo úměrný předpokládané přesnosti pohybu daného svalu - zatímco v případě okohybných svalů je neuron připojen pouze na 5 až 10 svalových vláken, u svalů dolních končetin, kde se neočekává velká přesnost pohybu je jeden motoneuron připojen na stovky svalových vláken. Síla vyvinutá stahem svalových vláken motorické jednotky se pohybuje v intervalu od 10-3 N do hodnoty 10-1 N. Stupňování vyvinuté síly je možné díky aktivaci různého počtu motorických jednotek a zvyšováním frekvence AP.
Obr.6.13 Závislost růstu síly stahu svalu na frekvenci AP - základní situace (podle [15])
91
Příchod AP ke svalovému vláknu vyvolá jeho zkrácení. Síla vyvolaná jedním AP má maximum kolem 50 ms po příchodu AP a poté se pomalu zmenšuje a blíží se k nule asi 150 ms po ukončení stimulačního AP. Opakujíli se AP s dostatečně velkou frekvencí, pak dochází k překrývání jednotlivých dílčích stahů, jak v čase, tak v prostoru a tím i k růstu svalem vyvinuté síly.
Je-li frekvence AP dostatečně vysoká (u rychlých savčích svalových vláken 50 Hz a výše, u pomalých svalů již od 20 Hz, ale např. okohybný sval m. rectus inferior až při frekvenci 350 Hz), dochází k úplné mechanické sumaci jednotlivých svalových kontrakcí, tzv. tetanus (řec. tetanos - napětí; teino - napínám). Mechanický stav kosterního svalu při kontrakci se vyjadřuje pomocí délky svalu (L) a jeho tenze (napětí) (S). Svalová kontrakce se měří za dvou krajních situací: • izometrický stah - délka svalu zůstává zachována a mění se pouze (mechanické) napětí; • izotonický stah - mění se délka svalu při konstantní tenzi.
Obr.6.14 Závislost růstu síly stahu svalu na frekvenci AP A) 19 imp/s; B) 24 imp/s; C) 35 imp/s; D) 115 imp/s (úplný tetanus) (podle [15])
Za reálných podmínek se mění obě veličiny - takový režim nazýváme auxotonická kontrakce.
Obr.6.15 Závislost izometrického napětí svalu na délce sarkomery (podle [8])
Obr.6.16 Složky svalového napětí (podle [8])
Celková hodnota svalového napětí je dána součtem dvou složek - aktivního a klidového napětí. Velikost aktivního napětí je dána počtem spojení mezi aktinovými a myozinovými vlákénky a proto závisí na počáteční délce sarkomery. Největší hodnoty nabývá při klidové délce sarkomery, tj. Lmax∈ 〈2,0; 2,2〉 µm. Je-li délka sarkomery kratší (L < Lmax), aktinová vlákénka se již částečně překrývají a maximální možné napětí je menší. Při L = 0,7Lmax odpovídá délka sarkomery (přibližně 1,65 µm) délce myozinových filament, ty tedy narážejí na Z disky a možné dosažitelné napětí se dále snižuje. Naopak, je-li délka sarkomery, překryvná oblast mezi aktinovými a myozinovými molekulami se zkracuje a z toho plyne, že se maximální možná hodnota aktivního napětí opět snižuje. Klidové pasivní napětí vzniká natažením svalu v klidu (L > Lmax). Je-li L > 1,3.Lmax, pak klidová složka napětí představuje podstatnou část celkového napětí. Celkové napětí kosterních svalu má v oblasti za maximem aktivního napětí přibližně konstantní průběh, tzv. plató, které vzniká přibližně stejným poklesem aktivního napětí a růstem pasivního napětí. Tato oblast je pracovní oblastí kosterních svalů. Rychlost izotonického stahu závisí na zátěži. Sval vyvine maximální sílu (a minimum tepla) pokud se nezkracuje. Naopak nejrychleji se sval zkrátí (u bicepsu je rychlost mechanické kontrakce cca 7 m/s) a vytvoří maximum tepla, není-li zatížen. Významné odlišnosti mezi kosterními svaly a srdcem: • závislost délky svalu na jeho napětí odpovídá závislosti objemu dutého svalu (srdce) a tlaku uvnitř. • kosterní svaly jsou pružnější, to znamená, že při stejném natažení je pasivní klidové napětí srdce větší než u kosterních svalů; 92
Obr.6.17 Závislost rychlosti zkracování na svalové tenzi (podle [8])
• zatímco kosterní svaly zpravidla pracují v oblasti, kde má křivka závislosti celkového napětí na délce svalu přibližně konstantní průběh (oblast plató), křivka celkového tlaku srdce toto plató nemá, což je způsobeno podstatně rychlejším nárůstem pasivního napětí u srdce. To znamená, že srdce vyvine větší sílu v případě, že je více naplněno krví. • srdeční sval má delší AP, které odeznívají až po uvolnění mechanické kontrakce ⇒ srdce nemůže být přivedeno do tetanického stavu; síla stahu může být měněna pouze délkou trvání akčního potenciálu • srdeční sval nemá motorické jednotky - vzruch se šíří svalovinou od jedné buňky ke druhé.
Obr.6.18 Závislosti tenze na geometrických rozměrech kosterních svalů a srdce (podle [8])
6.3.2. Měření kvality svalové aktivity - elektromyografie Abychom dokázali ocenit kvalitu činnosti kosterních svalů, můžeme postupovat dvěma různými postupy: • testování kvality excitace svalové tkáně; • analýza aktivních projevů svalové tkáně. Elektrické signály, které vznikají v obou případech jako důsledek depolarizace a repolarizace membrány svalových buněk nazýváme signály elektromyografické (EMG). Postupujeme-li první cestou, rozeznáváme dva různé způsoby svalového podráždění: • nepřímé (prostřednictvím nervových vláken); • přímé (umělá depolarizace svalových buněk je způsobena vnějším elektrickým drážděním). 93
Při nepřímém dráždění periferních nervů (obsahují jak senzorická - aferentní, tak motorická eferentní - vlákna) se vzruch šíří oběma směry - směrem k centrální nervové soustavě i ke svalové tkáni. Odezvy svalové tkáně na dráždění, které prochází CNS, nazýváme reflexy. Nejjednodušší variantou takovéto vazby je reflexní oblouk (viz též obr.4.17). Signál popisující evokovanou elektrickou aktivitu motorických jednotek, evokovaný motorický akční potenciál, se snímá buď z povrchu kůže nad vyšetřovaným svalem nebo podkožní jehlovou elektrodou. Povrchové kožní elektrody slouží k neinvazivnímu vyšetřování relativně velkého počtu motorických jednotek (plocha elektrody je kolem 1 cm2). Protože jednotlivé motorické jednotky nebývají vybuzeny současně, nýbrž v časovém intervalu zpravidla do 10 ms, je výsledný signál relativně komplikovaným obrazem aktivity skupiny sledovaných motorických jednotek nebo celého svalu. Jehlové elektrody umožňují měření elektrické aktivity jen relativně malého počtu motorických jednotek nacházejících se v okolí hrotu snímací jehly. Tyto elektrody mohou být určeny pro unipolární měření vůči referenční velkoplošné elektrodě i pro bipolární měření. Kromě dvou uvedených typů se pro měření rychlosti šíření vzruchu podél nervového, příp. i svalových vláken, používá multielektrod s elektrodovým polem až 15 elektrod umístěným s boční stěně elektrody.
Obr.6.19 Elektromyografické jehlové elektrody pro unipolární a bipolární měření
Tvar evokovaného motorického akčního potenciálu (EAP) závisí na způsobu buzení, stavu svalu (normál, patologie, stav tenze) a způsobu snímání (povrchové, jehlové, unipolární či bipolární měření). Základním parametrem EAP je doba mezi stimulací a vznikem EAP, tzv. latence. Tato doba je úměrná vzdálenosti stimulační a snímací elektrody a nepřímo úměrná rychlosti šíření vzruchu (běžná rychlost šíření vzruchu motorickými nervy je 45 až 70 m/s). Jedním ze základních neurologických vyšetření je analýza reflexního oblouku. Vzhledem k obousměrnému šíření vyvolaného vzruchu se elektrická odezva reagující tkáně skládá ze dvou složek M vlny (odpovídající přímému šíření vzruchu od místa podráždění ke svalu) a H vlny (odpovídající šíření vzruchu k reagujícímu svalu reflexním obloukem přes míchu). Charakter odezvy záleží, kromě stavu nervů v reflexním oblouku a reagujícího svalu, na velikosti stimulu. Při buzení napětím do 30 V se v záznamu objeví pouze H vlna s latencí přibližně 30 ms, což odpovídá průchodu vzruchu reflexním obloukem. Začne-li se stimulační napětí zvyšovat, začne se objevovat vlna M s latencí odpovídající vzdálenosti místa dráždění od svalu, zpravidla řádově jednotky ms. Se zvětšujícím se stimulačním napětím výchylky obou vln rostou do okamžiku, kdy se začne uplatňovat refrakterní fáze svalových buněk vyvolaná vlnou M, která způsobuje nejdříve postupné snižování výchylky a poté úplné potlačení vlny H. Elektromyografické signály vznikající během přirozené aktivity svalů dělíme do dvou skupin: • klidový (nativní) EMG signál - vyjadřuje základní elektrickou aktivitu uvolněného svalu. V tomto případě je dynamický rozsah napětí (rozdíl špička - špička) řádově 102 µV (nejčastěji do 300 µV); • funkční (spontánní) EMG signál - vyjadřuje elektrickou aktivitu zatíženého svalu (při izometrické zátěži či při pohybu), podle velikosti zátěže se rozsah napětí pohybuje až do jednotek mV. Obr.6.20 Tvar vyvolaných odpovědí při analýze reflexního oblouku (lýtkový sval) (podle [9])
V obou případech je frekvenční rozsah myopotenciálů do 104 Hz.
6.3.3. Ortopedické protézy Problémy funkce a konstrukce končetin živočichů se zabýváme ze dvou důvodů:
94
• konstrukce protéz; • konstrukce pracovních mechanismů. Zatímco v případě pracovních mechanismů je cílem dosáhnout za daných podmínek optimálního pracovního výkonu (kvalita výsledků, minimální potřeba energie, ...), u protéz je třeba dále zohlednit vztah k lidskému tělu - tvar, funkce, řízení, ale zpravidla i kosmetické požadavky. Ortopedická protéza Obr.6.21 Druhy protéz umělá náhrada scházející nebo nefunkční končetiny, která plní její funkci (řec. prosthesis - nástavec; řec. i lat. pro- předpona znamenající před, místo-; řec. thesis - položení). Protézy končetin se skládají z pahýlového lůžka, náhrady ztracené části, terminální pomůcky (ruka, chodidlo) a ze závěsného a ovládacího zařízení. Ortopedická epitéza - umělá náhrada končetiny mající pouze kosmetický efekt, bez funkčního určení (řec. epi- předpona znamenající na, při). Ortopedická ortéza - umělá pomůcka s podpůrnou funkcí, udržující pohyblivé části lidského těla v pevné či definované poloze (dlahy, korzety - páteřní ortéza, vložky do bot, kolenní ortéza, ...; řec. orthos - rovný, pravý). Používá se tam, kde je část těla vystavena zvýšenému namáhání (sportovní ortézy), nebo kde je její funkce oslabena. Adjuvatikum - doplňující, podpůrná pomůcka, která se nepoužívá integrálně s lidským tělem (hole, chodítka, invalidní vozíky,...; lat. adiuvare - podporovat, pomáhat; lat ad- předpona s významem k, při; lat. iuvare - pomáhat, prospívat, těšit). Pasivní protézy mají pevný tvar s kompaktní skladbou. Je potřeba definovat a vytvořit jejich spojení s lidským organismem. Jejich funkce je pouze vzhledová, příp. pracovní. Aktivní protézy jsou schopny vlastního pohybu, kterého lze dosáhnout pomocí vnější síly (elektrické, pneumatické, hydraulické, ...), pomocí vlastní síly nositele protézy (tahové ovládání) příp. kombinací těchto principů (např. pohyb je zabezpečen zařízením s vlastním energetickým zdrojem, jeho řízení je ale zajištěno signály generovanými organismem pacienta). Základní požadavky na konstrukci protéz Návrh ortopedických pomůcek musí zohlednit požadavky na jejich funkci, strukturu a vzhled. Prostřednictvím struktury protézy je zajišťována její funkce a naopak funkce určuje strukturu (princip jednoty struktury a procesu!), obě jsou pak ovlivněny kosmetickými požadavky na vzhled. Funkční požadavky spočívají v: • definici požadované činnosti protézy - vyplývá z potíží pacienta a znalosti jejich biomechanických příčin; • definice způsobu řízení pohybu protézy; • způsob připojení na tělo pacienta - závisí především na tvaru pahýlu nahrazované končetiny, ale je třeba zohlednit vliv působení lůžka protézy na měkké tkáně (kůži, svalovinu, nervová zakončení, ...), aby bylo zajištěno přiměřené rozložení zátěže - statické i dynamické - geometrické uspořádání soustavy protéza -tělo; na druhé straně tlak na ponechaná nervová zakončení může poskytnout informaci o postavení protézy, příp. celého těla; - mělo by být nastavitelné (zejména v případě dětských protéz, příp. je-li očekávána progrese potíží); 95
- klinické experimenty se provádí s upevněním na šroub implantovaný do zbylé kosti nahrazované končetiny; díky osseopercepci (citu v kostní dřeni) je možné vnímat postavení protézy vůči tělu; Pohyblivé protézy se skládají z základních mechanických prvků, jako jsou různé druhy kloubů, závěsy či tlumiče. Problém je jejich konkrétní uspořádání a nastavení potřebných parametrů. V případě ortéz, kdy dochází k relativně malému pohybu, je možné dosáhnout požadovaných mechanických vlastností i jen pomocí vlastností použitého materiálu. Použitý materiál musí být odolný vůči nárazům, ať již vůči velkému počtu malých funkčních (např. při chůzi), nebo velkému nárazu při pádu nebo sportovních aktivitách, tj. materiál musí být přiměřeně pružný, zcela jednoznačně nesmí být náchylný ke zlomeninám, které mohou ohrozit život nositele protézy. Konečně, použitý materiál musí splňovat přiměřené hygienické požadavky. Vývoj používaných materiálů postupoval od dřeva, příp. s různými koženými výplněmi, a plechů, přes termosety a termoplastické hmoty (polypropylén, polyuretan) až ke kompozitům z uhlíkových vláken (Kevlar). Kosmetické požadavky, rovněž ovlivňující výběr použitého materiálu, mají především psychologický vliv na uživatele. Proto se vzhled protézy uplatňuje především z hlediska komerčních cílů. Není ale třeba se vždy držet klasického přirozeného tvaru. Řízení činnosti neuro- a myoelektrických protéz Činností svalů na konci pahýlu nahrazované končetiny vznikají elektrické potenciály, jejichž velikost závisí na počtu aktivovaných motorických jednotek. Tyto potenciály poskytují informaci, kterou lze využít pro řízení dále připevněné protézy. Pro složitější varianty řízení lze využít signálů z více svalových skupin, případně různě kódované aktivace vláken jedné svalové skupiny (pozvolná kontrace, rychlá kontrakce, apod.) Řídicí signály různých vlastností mohou být kombinovány s různými principy činnosti protézy (např. různé varianty uchopovacích mechanismů). Nevýhodou tohoto způsobu řízení, že použité svaly nevykonávají významnou fyzickou práci, časem atrofují a jimi generované signály slábnou, což snižuje přesnost řízení.
a)
b)
c)
d)
e)
f)
g)
h)
Obr.6.22 Různé druhy přírodních uchopovacích mechanismů - a) kusadla mravenců; b - d) varianty račích klepet s náhradním mechanickým schématem; e) sloní chobot; f - h) ptačí nohy a jejich mechanické náhradní schéma
Alternativou k řízení pomocí myopotenciálů je použití přímo AP šířících se po motorických neuronech. Snímání AP se provádí pomocí mikročipů, do kterých konec přerušeného nervu vroste. Zpětnovazební informace o poloze protézy (vůči podložce, vůči svíranému předmětu, postavení jednotlivých segmentů protézy vůči sobě, apod.) může být snímána prostřednictvím vhodných senzorů a dále zpracována tak, aby mohla být použita ke dráždění nervových zakončení v pahýlu končetiny.
96
