A normál járás biomechanikai elemzése ultrahangos mozgásérzékelõvel *

A MEDICaMENTOR Alapítvány1, az MTA-BME Vasbeton Támogatott Kutatócsoport2 és a BME Mûszaki Mechanikai Tanszék, Biomechanikai Laboratórium3 közleménye

A normál járás biomechanikai elemzése ultrahangos mozgásérzékelõvel* DR. KNOLL ZSOLT 1, DR. KISS RITA 2, DR. KOCSIS LÁSZLÓ 3 Érkezett: 2001. október 9.

ÖSSZEFOGLALÁS A mozgások elemzésére igen sok módszer terjedt el, amelyek közül a szerzõk a zebris CMS-HS ultrahangos mozgásérzékelõ rendszert és hozzákapcsolódó mozgáselemzõ szoftvereket használják. A mérés lényege a kijelölt anatómiai pontok térbeli helyzetének meghatározása az alsó végtagra felhelyezett ultrahang-adók mozgásközben mért koordinátáinak segítségével. A szerzõk kutatásuk elsõ fázisában 20 egészséges ember futószalagon történõ, azonos sebességû járását vizsgálták. Egyedileg kifejlesztett feldolgozó szoftver segítségével az egyes anatómiai pontok térbeli helyzetét, a térd szögének és a medence dõlésének, forgásának és oldalirányú mozgásának alakulását elemezték és meghatározták a járás legfontosabb biomechanikai jellemzõit. Kulcsszavak:

Biomechanika; Járás; Analízis, számítógéppel vezérelt

Zs. Knoll, R. Kiss, L. Kocsis: Biomechanical analysis of normal gait with using ultrasonographic detection There are plenty of methods in gait analysis, but authors use the zebris CMS-HS ultrasonographic detector with the attached software for analysis. Brief introduction of this method is to determine anatomically fix points in three dimensions with using ultrasound bleeps on lower extremities and to measure their changing coordinates. The authors examined 20 healthy volunteers to start with on walking pad, walking with same speed. The most important biomechanical gait characteristics were determined, evaluation was made in the respect of anatomically previously fixed points and in the respect of changing knee angle, pelvic declination, rotation and lateral motion. Key words:

Biomechanics; Walking – Physiology; Gait – Physiology; Numerical analysis, computer-assisted;

BEVEZETÉS Az emberi mozgások és ezen belül a járás elemzése több évszázados múltra tekint vissza. Az emberi mozgás tanulmányozásának célja és módszere az évszázadok során folyamatosan változott. A görögöktõl kezdõdõen a reneszánsz polihisztorain át a tudományos forradalom kutatóiig a mozgások és ezen belül az emberi mozgások elemzése elméleti kutatási terület volt. A mozgások kísérleti elemzésében a lényeges áttörést a XIX. század hozza. A Weber testvérek (Eduard 1795–1881, Wilhelm 1804–1891) 1836-ban publikálták ,,Az emberi járás mechanikája” (Die Mechanik der menschlichen Gehwerkzeuge) címû dolgozatukat, amely az emberi mozgás modernkori térbeli és idõbeli elemzésének alapjának tekinthetõ. Etienne Jules Maray (1838–1904) és Edweard Muybridge (1830–1904) munkásságának köszönhetõ a mozgások tudományos, kvantitatív elemzésének elterjedése. Ebben az idõben a mozgások felvételére * A kutatást a T 034150 tematikus OTKA pályázat, a MEDICaMENTOR Alapítvány és a MTA-BME Vasbeton Támogatott Kutatócsoport támogatja. Kiss Rita kutatását részben a 416 sz. Széchényi István Ösztöndíj fedezi. 194

Magyar Traumatológia, Ortopédia, Kézsebészet, Plasztikai Sebészet . 2002. 45. 3.

rendelkezésre állt a fényképezés. A XX. század közepéig a fényképezéssel rögzített mozgások elemzésével és a newtoni mechanika segítségével lengéstanilag leírták az emberi járás legalapvetõbb téziseit (11). A mérési eszközök és a számítógép elterjedése robbanásszerû fejlõdést hozott a biomechanikai kutatásokban. A mozgások kinematikai és kinetikai elemzése már nemcsak tudományos probléma, hanem a mindennapos gyógyításban, a diagnosztizálásban és a rehabilitációban is alkalmazzák. A jelenleg legjobban elterjedt módszer a bõrre ragasztott érzékelõkkel történõ vizsgálat. A vizsgálat lényege, hogy legfontosabb anatómiai pontokra fényvisszaverõ jelzõket (markereket) helyeznek. Az ízületek (térd, boka, váll) mozgásainak elemzésekor a jelzõk helyét fotoelektronikusan rögzítik (6, 7, 8). A sztereoradiográf rögzítési mód alkalmas az egész test mozgásainak felvételére (9, 10, 13). Az elterjedt fotoelektronikus vagy sztereoradiográf eljárás elõnye, hogy a mozgást rögzíti és megjeleníti. Hátránya, hogy a mechanikai paraméterek (egyes paraméterek koordinátája és annak idõbeni változása) meghatározása nehézkes, nem megfelelõen pontos, mert csak a haladási irányba esõ elmozdulások határozhatóak meg. A mérés pontossága növelhetõ a jelzõk méretének csökkentésével és a számának növelésével (1, 3). A cikkben összefoglalt kutatásunk célja, hogy az ultrahangos mérõmûszer segítségével (5) határozzuk meg egészséges embereken, futószalagon történõ, azonos sebességû járáskor a járás alapvetõ, nemzetközileg is elfogadott biomechanikai jellemzõit (pl. lépéshossz, lépésszélesség, lépésidõ, lépésfázisok, a térd szögének és a medence dõlésének, forgásának, oldalirányú mozgásának idõbeni változása). Az irodalomban megtalálható és az általunk meghatározott jellemzõket összehasonlítottuk annak eldöntésére, hogy a kidolgozott mérési módszer alkalmas-e az alsó végtag mozgásainak elemzésére. MÓDSZEREK Az alsó végtag biomechanikai modellezését a Budapesti Mûszaki és Gazdaságtudományi Egyetem Mûszaki Mechanikai Tanszék Biomechanikai Laboratóriumában található zebris CMS-HS ultrahangos mozgásérzékelõ és hozzákapcsolódó mozgáselemzõ szoftver segítségével végeztük. A mozgásérzékelõ rendszer lényege annak feltételezése, hogy a vizsgált szegmentumok (comb, lábszár, medence) merev testként modellezhetõek (12). Minden merev test mozgása leírható, ha három pontjának térbeli koordinátáját ismerjük. A szegmentumok mozgásának rögzítésre szolgáló hármas ultrahang adót (triplet) egy-egy polisztirol ,,övre” szereltünk, hogy az izmok összehúzódásából keletkezõ másodlagos elmozdulásokat kivédjük. A tripleteket a combra, a lábszárra és a medencére rögzítettük. A vizsgált személy mögött elhelyezett vevõ segítségével a mûszer az ultrahang terjedési idejét méri (1. ábra). A mérés megkezdése elõtt az egyes test-szegmentekre (pld. comb, lábszár) helyezett adókhoz speciális ultrahangos jelölõ ceruza segítségével anatómiai pontokat rendeltünk. Továbbra is éltünk azzal a feltételezéssel, hogy az alsó végtag szegmentjei közel merevek és a mozgások csak az ízületekben jöhetnek létre. Hármas ultrahang-adót helyeztünk a lábszárra (2. ábra: I-III illetve VII-IX jelû adó), amihez a malleolus medialis és lateralis, tuber calcanei, tuberositas tibiae, caput fibulae anatómiai pontokat rendeltük. A combra helyezett hármas adóhoz (2. ábra: IV-VI illetve X-XII jelû adó) az epicondylus med. et lat. femoris, trochanter major pontokat rendeltük. A medencére helyezett hármas adóhoz (2. ábra: XIII-XV jelû adó) spina iliaca anterior l.s. és l.d illetve a processus spinosus vertebrae lumbalis V. pontot rendeltük. A kijelölt anatómiai pontok elhelyezkedését a 2. ábrán foglaltuk össze. Magyar Traumatológia, Ortopédia, Kézsebészet, Plasztikai Sebészet . 2002. 45. 3.

195

Rögzített koordinátarendszerünk: x haladási irány, y az x irányra merõleges oldalirány és z a vertikális tengely (2. ábra). A koordináta rendszer futópadhoz viszonyított elhelyezkedését és kiinduló pontját (origó) az 1. ábrán mutatjuk be. A mûszer által rögzített ultrahang terjedési idejébõl a feldolgozó program segítségével az adók térbeli koordinátája számítható. A merev testszerû szegmentumon kijelölt anatómiai pontok helyzete a rá felhelyezett triplethez képest állandó, így a járás során az idõ függvényében, ezeknek a pontoknak a térbeli koordinátái és mozgásai meghatározhatóak (3. ábra). A járás mechanikus, 15 fokos lejtésben, 2 km/h sebességgel hajtott futószalagon, felfelé menetben történt. A mérési adatok elsõdleges feldolgozását, javítását, simítását, transzformációkat a RehaRob programcsomag végzi. Az adatok simítása nemzetközileg elfogadott (súlyozott átlagok) módszerrel történik. Az irodalomban nem találtunk adatot mechanikus futószalagon történõ járás biomechanikai elemzésére. Annak eldöntésére, hogy a futószalagon történõ járás modellezi-e a fiziológiás mozgást, a fenn leírt módszerekkel mért eredményekbõl meghatároztuk az alapvetõ biomechanikai jellemzõket, mint a lépésciklus idejét (az egyik láb sarkának a talajjal való érintkezése, majd ugyanennek a lábnak ismételt talajjal való érintkezése között eltelt idõ). A koordinátákból meghatározható a vizsgált pont lépéshossza (vízszintes távolság, amelyet két egymást követõ lépésnél az egyik láb sarkának a talajjal való érintkezése és a másik láb sarkának a talajjal való érintkezése alatt a vizsgált pont megtesz), a teljes lépésciklus hossza (a két lépés hossz összege), és a vizsgált pont lépésszélessége (y koordináták maximum és minimum értékének különbsége)(4). A tuber calcanei koordinátáiból a nemzetközi irodalomban elfogadott biomechanikai jellemzõk a lépésciklus ideje, a lépés hossza, a teljes lépésciklus hossza, a malleolus lateralis koordinátáiból a lépés szélessége számítható. A méréseinkbõl meghatározott paramétereket hasonlítottuk össze az irodalomban adatbankszerûen megtalálható (nõk és férfiak illetve különbözõ korosztályok) értékekkel (14). A térd szöge a malleolus lateralis és a caput fibulae illetve az epicondylus lat. femoris és a trochanter major anatómiai pontok által meghatározott egyenesek által bezárt szög, amelynek idõbeni változását a 4. ábrán ábrázoltunk. Az általunk választott anatómiai pontok kijelölésével lehetõség nyílik a medence dõlésének (5. ábra), forgásának és oldalmozgásainak elemzésére. ANYAG 20 (13 férfi és 7 nõ) közepes sportaktivitású, 30,4 (±5,93) átlagéletkorú egészséges ember járását elemeztük a fenn említett módszer segítségével. A vizsgálatba csak olyan egyéneket vontunk be, akik anamnézisében mozgásszerv-rendszeri betegség vagy sérülés nem volt. A személyek átlagos testmagassága 178,1 (±7,58) cm, átlagos testtömege 72,4 (±19,64) kg.

1. ábra A zebris CMS-HS mérõrendszer és futópad elhelyezkedése 196

Magyar Traumatológia, Ortopédia, Kézsebészet, Plasztikai Sebészet . 2002. 45. 3.

EREDMÉNYEK A kijelölt anatómiai pontok mérés során megállapított koordinátáiból, (3. ábra) a járás alapvetõ biomechanikai jellemzõit minden egyes embernél számoltuk, és a kapott eredmények átlaga férfiak esetében: a domináns láb lépéshossza 597,1 (±84,3) mm, a másiké 553,0 (±96,1) mm, a teljes lépésciklus hossza 1150,1 (±168,6) mm, a lépésciklus ideje 1372 (±157,4) msec, a domináns láb lépésszélessége 40,5 (±14,3) mm, a másiké 37,3 (±13,4) mm. A nõk esetében: a domináns láb lépéshossza 503,7 (±96,1) mm, a másiké 419,1 (±76,1) mm, a teljes lépésciklus hossza 922,9 (±152,0) mm, a lépésciklus ideje 1413 (±81,1) msec, a domináns láb lépésszélessége 26,5 (±15,3) mm, a másiké 25,9 (±12,8) mm. A térd szögét a mérési eredményekbõl minden egyes vizsgált személynél meghatároztuk. A sarokütés pillanatában a térd szögének helyi minimuma 10° és 35° közötti, a sarok felemelkedésnél bekövetkezõ abszolút minimum értéke 6° - 16°, a térd flexiójának abszolút maximuma 51°-70°. A medence dõlésének maximális értéke 1°-7° közötti, minimuma (extenziójának maximuma) –0,5° és -5° közötti. Egy ciklust vizsgálva a medence forgása 2°-5°, oldalirányú mozgása 3-7 cm. A medence mozgását (dõlését és oldalirányú elmozdulását) az egyenes állású medence helyzetéhez viszonyítottuk. MEGBESZÉLÉS Az x koordináta az idõben periodikusan, hullámgörbe szerint változik (3. ábra), hiszen a járás futószalagon történik, azaz a lendítési fázisban elõre lépünk (a görbe emelkedõ szakasza), míg a támaszfázisban a láb nem marad egy helyben, mint a fiziológiás járáskor, hanem a szalag visszahúzza. Az Eredmények részben felsorolt méréseinkbõl meghatározott biomechanikai paraméterek az irodalomban (14) megadott,

2. ábra A vizsgálathoz kijelölt anatómiai pontok és ultrahangadók elhelyezése az alsó végtagon: 1. malleolus medialis l.d., 2. tuber calcanei l.d., 3. malleolus lateralis l.d., 4. tuberositas tibiae l.d., 5. caput fibulae l.d., 6. epicondylus fem. lateralis l.d., 7. epicondylus fem. medialis l.d., 8. trochanter major l.d., 9. spina iliaca anterior superior l.d., 10. malleolus medialis l.s., 11. tuber calcanei l.s., 12. malleolus lateralis l.s., 13. tuberositas tibiae l.s., 14. caput fibulae l.s., 15. epicondylus fem. lateralis l.s., 16. epicondylus fem. medialis l.s., 17. trochanter major l.s. 18. spina iliaca anterior superior l.s., 19. processus spinosus vertebrae lumbalis V. I-XII ultrahang adók

Magyar Traumatológia, Ortopédia, Kézsebészet, Plasztikai Sebészet . 2002. 45. 3.

197

3. ábra A szárkapocs csont fej térbeli koordinátáinak változása

4. ábra A térd szögének idõbeni változása

fiziológiás járásra vonatkozó határértékek között vannak. Az általunk elvégzett mérésekbõl meghatározott paraméterek egyértelmûen bizonyították, hogy a domináns láb lépéshossza és lépésszélessége átlagosan 5-10%-kal nagyobb, mint a másik lábé, illetve a nõk lépés hossza, teljes 5. ábra lépésciklus hossza, lépésszélessége kiA medence dõlésének idõbeni változása sebb, mint a férfiaké. Továbbá megállapíthatjuk, hogy a nõk teljes lépésideje hosszabb, mint a férfiaké. Az elvégzett vizsgálatok alapján azt mondhatjuk, hogy a normális járás modellezhetõ mechanikus futószalagon történõ mozgással. A térd szögének idõbeni változása a 6. ábra segítségével pontosan leírható. A lendítõ fázis végén a térd szöge csökken és közvetlenül a sarokütés (sü) elõtt a térd szögének helyi minimuma van. Az elsõ gördülés (eg) ideje alatt, mikor a terhek átadódnak a támasztó lábra, a térd fokozatosan hajlik, a térd szöge növekszik. Helyi maximumát akkor éri el, mikor a teljes talp rásimul a talajra. A második gördülés (mg) szakaszában a térd extenzióba kerül, azaz a térd szöge csökken, abszolút minimuma a sarok felemelése (se) pillanatának környékén alakul ki. Ettõl a ponttól kezdõdõen a térd hajlik, a térd szöge növekszik. A lábujjhegynek a talajtól való elszakadásának pillanatában a térd maximum hajlítási szögének közel a felét éri el. A térd szögének hajlítási maximuma a lengõ fázis közepén alakul ki, ekkor van teljes flexióban. Ettõl kezdõdõen a térd fokozatosan extenzióba kerül, a térd szöge csökken a sarokütésig. Az irodalomban ismertetett vizsgálatokat vízszintes talajon végezték és a térd szögét a femur és a tibia kezdeti érintõjének szögével jellemezték. Ebben az esetben a sarokütéskor és a támaszfázis végén a térd szöge nulla. Értékeink ettõl azért térnek el, mert a mérést emelkedõ futószalagon végeztük és a térd szögét az anatómiai pontok által meghatározott egyenesek szögeként definiáltuk. A teljes lépésciklus, amit 100%-nak tekintünk, támasztó- és lendítõ fázisra osztható. 20 ember járásciklusait elemezve a támaszfázis a lépésciklus 55-60%-át teszi ki. Az elsõ gördülés a ciklus 10-18%-ig, míg a második gördülés a lépés ciklus 32-38%-áig tart. A kettõs támaszfázis a támaszfázis része, kezdete a lépésciklus 48-52%-ánál van, a támaszkodó láb még érintkezésben van a talajjal, a másik, lengõ láb pedig már elérte a talajt. Ez az a fázis, mikor az eddigi támaszlábról az eddigi lengõlábra történik a teherátadódás. 198

Magyar Traumatológia, Ortopédia, Kézsebészet, Plasztikai Sebészet . 2002. 45. 3.

A járás modellezésének második fontos kérdése a medence dõlésének idõbeni változása, ami a 7. ábra segítségével jellemezhetõ. A lendítõ fázis végén, a sarokütés (sü) környezetében a medence dõlése maximális. A támaszfázisban a sarokütéstõl kezdõdõen a csípõ extenzióba kerül, azaz a csípõ szöge csökken, minimális értékét, azaz a teljes extenziót a lábujjhegynek a talajtól való elszakadásának pillanatában (lf) éri el. A lendítõ fázisban, azaz a lábujjhegynek a talajtól való elszakadásának pillanatától a sarokütésig a csípõ szöge növekszik, azaz a csípõ hajlik. Oldalirányban a medence a lendítõ fázisban kifelé, a támaszfázisban befelé mozog. Az Eredmények fejezetben összefoglalt méréseinkhez hasonlóan a nemzetközi irodalomban meghatározott értékek is nagy szórást mutatnak (2) a térd- és a medencemozgás idõbeni változásának viszonylatában. Véleményünk szerint a nagy fokú eltéréseknek az oka az, hogy a térdszög idõbeni változásának jellegzetes pontjai és a medence mozgása tükrözi vissza a járás egyediségét. Azonos egyén, azonos lábánál meghatározott értékek közel azonosak (4 és 5. ábra). A domináns és nem-domináns láb összehasonlításánál eltéréseket figyelhetünk meg, mivel a domináns láb hatásosabban vesz részt a mozgásban (a domináns láb lépéshossza, lépésszélessége nagyobb). Összefoglalóan elmondhatjuk, hogy az elvégzett vizsgálatok és eredményeik bizonyították, hogy a korábbi kutatások alapján leírt és elfogadott biomechanikai jellemzõk ezzel a mérési módszerrel is meghatározhatók és az elfogadott határértékek között vannak. A vizsgálat lehetõvé tette a járás modellezését a tér mindhárom irányában. Az egészséges embereken meghatározott biomechanikai jellemzõk alkalmasak arra, hogy egymással és késõbbiekben betegeken meghatározott jellemzõkkel összehasonlítsuk és a legapróbb kóros elváltozásokat regisztrálhassuk. 6. ábra Egy lépésciklus alatt a térd szögének változása a lépés fázisainak bejelölésével. sü: sarokütés, eg: elsõ gördülés, tt: teljes talp rásimul a földre, mg: második gördülés, se: sarok felemelkedése, lf: lábujjhegynek a talajtól való elszakadásának a pillanata, tf: támaszfázis, lef: lengõ fázis

7. ábra Egy lépésciklus alatt a medence dõlésének változása a lépés fázisainak bejelölésével. sü: sarokütés, lf: lábujjhegynek a talajtól való elszakadásának a pillanata, tf: támaszfázis, lef: lengõ fázis Magyar Traumatológia, Ortopédia, Kézsebészet, Plasztikai Sebészet . 2002. 45. 3.

199

IRODALOM 1. Andriacchi T. P., Alexander E. J., Toney M. K., Dyrby C. O., Sum J. A.: A point cluster method for in vivo motion analysis: applied to a study of knee kinematics. J. Biomechan. Eng. 1998. 120: 743-749. 2. Andriacchi T. P., Hurwitz D., Bush J. C., Bach B.: Clinical implications of functional adaptations in patients with ACL deficient knees. Sportorthopädie, Sporttraumatologie, 1997. 13: 153-160. 3. Andriacchi T. P., Sen K., Toney M. K., Yoder D.: New developments in musculoskeletal testing. Proceedings of the Canadian Society of Biomechanics, 1994. 221-222. 4. Barton, J.: Biomechanikai járáselemzés. Bp. Aesculart Kiadó, 1995. 5. Bär H. F., Witte H. F., Pape H. G., Grifka J.: Die Bewegungsanalyse der Beschleunigungsverletzung. Orthopädie, 1998. 27: 827-833. 6. Beneditti M. G., Cappozzo A.: Anatomical landmark definition and identification in computer aided movement analysis in a rehabilitation context. II., Universita Degli Studi La Sapienza, 1994. 1-31. p. 7. Cappozzo A., Capello A., Dela Croce U., Pensalfini F.: Surface marker cluster design criteria for 3D bone movement reconstruction. IEEE Transaction on Biomedical Engineering, 1997. 44. 8. Holden J. P., Orsini J. A., Siegel K. L., Kepple T. M., Gerber L. H., Stanhope S. J.: Surface movements errors in schrank kinematics and knee kinetics during gait. Gait and Posture, 1997. 3: 217-227. 9. Jonsson H., Karrholm J.: Three-dimensional knee joint movements during step-up: evaluation after cruciate ligaments rupture. J. Orthop. Res. 1994. 12: 769-779. 10. LaFortune M. A., Cavanagh P. R., Sommer H. J., Kalenak A.: Three dimensional kinematics of the human knee during walking. J. Biomech. 1992. 25: 347-357. 11. Nigg B. M., Herzog W.: Biomechanics of the musculoskeletal system. 2. ed. Wiley, 1999. 12. Obens T. E.: Ganganalyse und plantare Druckverteilungensmessungen - Hilfmittel für den Orthopedie-Techniker. Orthopädie-Technik, 2000. 9: 798-806. 13. Stiehl J. B., Komistek R. D., Dennis D. A., Paxson R. D., Hoff W. A.: Fluoroscopic analysis of kinematics after posterior-cruciate-retaining knee arthroplasty. J. Bone Joint Surg. 1995. 77-B: 884-889. 14. Whittle, M. W.: Gait analysis. An introduction. 2. ed. Butterworth, Heinemann, 1998.

Dr. Knoll Zsolt 1021 Budapest, Pálos u. 3.

200

Magyar Traumatológia, Ortopédia, Kézsebészet, Plasztikai Sebészet . 2002. 45. 3.