Univerzita Palackého v Olomouci Fakulta t lesné kultury
BIOMECHANICKÁ ANALÝZA CH ZE S R ZNÝMI TYPY PROTETICKÝCH CHODIDEL U OSOB S TRANSTIBIÁLNÍ AMPUTACÍ Diserta ní práce Autor: Mgr. Zden k Svoboda
Pracovišt : Fakulta t lesné kultury Univerzity Palackého v Olomouci Školitel: doc. RNDr. Miroslav Janura, Dr. Olomouc 2008 1
Jméno a p íjmení autora: Mgr. Zden k Svoboda Název diserta ní práce: Biomechanická analýza ch ze s r znými typy protetických chodidel u osob s transtibiální amputací Pracovišt : Katedra biomechaniky a technické kybernetiky Školitel: doc. RNDr. Miroslav Janura, Dr. Rok obhajoby diserta ní práce: 2008 Abstrakt: Ch ze u osob s transtibiální amputací se vyzna uje diferencemi od zdravé populace. Cílem této práce bylo posoudit vliv typu protetického chodidla a nastavení protézy a protetického chodidla na provedení ch ze. K hodnocení ch ze s r znými typy protetických chodidel jsme využili videografickou vyšet ovací metodu, dynamografii a analýzu tlak na kontaktu nohy s podložkou. Vliv nastavení protetického chodidla a protézy jsme analyzovali pomocí za ízení na m ení asových parametr
a flexibilních stélek pro m ení rozložení tlaku v obuvi.
Parametry krokového cyklu se na postižené kon etin s dynamickým typem chodidla více blížily parametr m na zdravé kon etin . Zatížení p i ch zi bylo na zdravé kon etin vyšší než na postižené. Provedení ch ze ovlivnilo více nastavení do plantární nebo dorzální flexe než zm na délky protézy.
Klí ová slova: ch ze, transtibiální amputace, kinematika, dynamika, typ protetického chodidla, nastavení protézy
Diserta ní práce byla zpracována v rámci ešení výzkumného zám ru id. 6198959221 a grantu FI-IM2/076.
Souhlasím s p j ováním práce v rámci knihovních služeb. 2
Author’s first name and surname: Mgr. Zden k Svoboda Title of the doctoral thesis: Biomechanical gait analysis with various prosthetic foot types in transtibial amputees Department: Department of Biomechanics and Engineering Cybernetics Supervisor: doc. RNDr. Miroslav Janura, Dr. The year of presentation: 2008 Abstract: Transtibial amputee gait differs from healthy gait. The aim of this study was to assess the influence of the type of prosthetic foot and the prosthetic alignment on gait performance. For the purpose of gait evaluation with various prosthetic foot types we used the methods of videography, dynamography and pressure analysis at the point of contact of the foot with the pad. The influence of prosthetic alignment was analyzed by equipment for measuring the time variables of the gait cycle and by flexible soles for measuring the pressure distribution at the contact of the foot and the boot. Performance of gait cycle on the prosthetic limb with dynamic prosthesis type was closer to the performance of the sound limb. Loading during gait was greater on the sound limb than on the prosthetic limb. Gait performance was significantly influenced by foot alignment for increased plantar or dorsal flexion than by changes in the prosthesis length.
Keywords: gait, transtibial amputation, kinematics, dynamics, prosthetic foot type, prosthetic alignment
The doctoral thesis was carried out in the frame of research grant No. 6198959221 and grant FI-IM2/076. I agree the thesis paper to be lent within the library service. 3
Prohlašuji, že jsem diserta ní práci zpracoval samostatn
pod vedením školitele
doc. RNDr. Miroslava Janury, Dr., uvedl všechny použité literární a odborné zdroje a dodržoval zásady v decké etiky. V Olomouci dne 12. zá í 2008
…………………………….. 4
D kuji doc. RNDr. Miroslavu Janurovi, Dr. za pomoc a cenné rady, které mi poskytl p i zpracování diserta ní práce. Dále d kuji RNDr. Milanu Elfmarkovi a paní R žen Mašlejové za pomoc p i zpracování dat a Ing. Ji ímu Rosickému, CSc. za pomoc p i realizaci m ení a cenné p ipomínky. Rovn ž d kuji, že diserta ní práce mohla být ešena v rámci výzkumného zám ru id. 6198959221 a grantu FI-IM2/076. 5
Obsah 1 Úvod........................................................................................................................................ 8 2 Syntéza poznatk ................................................................................................................. 10 2.1 Protézy a jejich ásti....................................................................................................... 10 2.1.1 Vývoj protéz dolní kon etiny .................................................................................. 10 2.1.2 Protézy a jejich stavba............................................................................................. 11 2.1.3 Protetické l žko....................................................................................................... 12 2.1.4 Zav šení l žka......................................................................................................... 14 2.1.5 Protetický kloub ...................................................................................................... 15 2.1.6 Mezikloubní segmenty ............................................................................................ 15 2.1.7 Protetické chodidlo.................................................................................................. 15 2.2 Nastavení protézy........................................................................................................... 20 2.2.1 Montáž a základní nastavení ................................................................................... 20 2.2.2 Statické nastavení .................................................................................................... 20 2.2.3 Dynamické nastavení .............................................................................................. 21 2.3 Biomechanická analýza ch ze........................................................................................ 24 2.3.1 Kinematická analýza ch ze ..................................................................................... 24 2.3.2 Dynamická analýza ch ze ....................................................................................... 28 2.4 Ch ze a krokový cyklus u zdravé populace ................................................................... 33 2.4.1 Ch ze....................................................................................................................... 33 2.4.2 Krokový cyklus ....................................................................................................... 35 2.4.3 asov prostorové parametry krokového cyklu....................................................... 39 2.4.4 Pohyb v kloubech p i ch zi – úhlové parametry..................................................... 40 2.4.5 Reak ní síla podložky p i ch zi .............................................................................. 45 2.4.6 Rozložení tlak na kontaktu chodidla s podložkou................................................. 48 2.5 Ch ze a krokový cyklus u osob s transtibiální amputací ............................................... 49 2.5.1 Kinematické a dynamické parametry ch ze u osob s transtibiální amputací.......... 49 2.5.2 Hodnocení symetrie ch ze u osob s transtibiální amputací .................................... 55 2.5.3 Vliv typu protetického chodidla na provedení krokového cyklu ............................ 57 2.5.4 Vliv nastavení protézy a protetického chodidla na provedení krokového cyklu .... 62 2.5.5 Rozložení tlak v l žku protézy.............................................................................. 64 3 Cíle a hypotézy..................................................................................................................... 66 4 Metodika .............................................................................................................................. 67 4.1 Hodnocení vlivu typu protetického chodidla na provedení ch ze ................................. 67 4.2 Analýza vlivu nastavení protetického chodidla a protézy na provedení ch ze.............. 74 4.3 M ení tlak na kontaktu pahýlu a l žka protézy .......................................................... 77 5 Výsledky ............................................................................................................................... 79 5.1 Vliv typu protetického chodidla ..................................................................................... 79 5.1.1 Absolutní asové parametry ch ze p i použití protetických chodidel SACH a Sure-flex .............................................................................................................. 79
6
5.1.2 Relativní asové parametry ch ze p i použití protetických chodidel SACH a Sure-flex .............................................................................................................. 81 5.1.3 Úhlové parametry ch ze p i použití protetických chodidel SACH a Sure-flex ...... 82 5.1.4 Reak ní síla a impuls síly p i použití protetických chodidel SACH a Sure-flex .... 86 5.1.5 Analýza tlakových sil na kontaktu chodidla s podložkou p i použití protetických chodidel SACH a Sure-flex.................................................................................... 89 5.1.6 Vyjád ení k hypotézám H01 a H02............................................................................ 94 5.2 Vliv nastavení protetického chodidla a protézy ............................................................. 95 5.2.1 asové parametry ch ze p i r zných nastaveních protézy a protetického chodidla95 5.2.2 Analýza tlakových sil na kontaktu chodidla s obuví p i r zných nastaveních protézy a protetického chodidla ............................................................................. 96 5.2.3 Vyjád ení k hypotéze H03 ...................................................................................... 102 5.3 Analýza tlakových sil v l žku protézy ......................................................................... 103 5.3.1 Tlaky v l žku protézy p i ch zi............................................................................. 103 5.3.2 Tlaky v l žku protézy p i ch zi do schod a ze schod ........................................ 104 6 Diskuse................................................................................................................................ 105 6.1 Rozdíly mezi parametry krokového cyklu na zdravé a postižené kon etin ............... 105 6.1.1 asov prostorové parametry na zdravé a postižené kon etin p i ch zi .............. 105 6.1.2 Úhlové parametry na zdravé a postižené kon etin p i ch zi ............................... 106 6.1.3 Reak ní síla a impulsy síly na zdravé a postižené kon etin p i ch zi ................. 108 6.1.4 Analýza tlakových sil na kontaktu chodidla s podložkou na zdravé a postižené kon etin p i ch zi ............................................................................................... 109 6.2 Vliv typu protetického chodidla ................................................................................... 111 6.2.1 asov prostorové parametry p i použití r zných typ protetických chodidel...... 111 6.2.2 Úhlové parametry p i použití r zných typ protetických chodidel....................... 112 6.2.3 Reak ní síla a impuls síly p i použití r zných typ protetických chodidel........... 114 6.2.4 Analýza tlak (sil) na kontaktu chodidla s podložkou p i použití r zných typ protetických chodidel........................................................................................... 115 6.2.5 Doporu ení pro výb r klasického chodidla SACH a dynamického chodidla Sure-flex............................................................................................................... 116 6.3 Vliv nastavení protetického chodidla ........................................................................... 117 6.3.1 Rozdíly v asových parametrech krokového cyklu a v tlaku na zdravé a postižené kon etin p i r zných nastevních protézy a protetického chodidla ..................... 117 6.3.2 Doporu ení pro optimalizaci nastavení protézy a protetického chodidla ............. 121 6.4 Tlaky v l žku protézy................................................................................................... 123 6.4.1 Tlaky v l žku protézy p i ch zi............................................................................. 123 6.4.2 Tlaky v l žku protézy p i ch zi do schod a ze schod ........................................ 124 7 Záv ry................................................................................................................................. 126 8 Souhrn ................................................................................................................................ 127 9 Summary ............................................................................................................................ 129 10 Referen ní seznam........................................................................................................... 131 11 P ílohy .............................................................................................................................. 139 7
1 Úvod Možnost
lov ka p emís ovat se z místa na místo je d ležitým p edpokladem
pro napl ování jeho pot eb. Základní pohybovou aktivitou, která tyto zm ny umož uje, je ch ze. Její význam v lidské lokomoci je nezastupitelný, a proto byla a stále je p edm tem výzkumu v mnoha v deckých studiích. Biomechanická analýza ch ze se zabývá nejen provedením samotného pohybu, ale také p í inami, které jej zp sobují (vn jší a vnit ní síly). Na základ kinematických a dynamických parametr
m žeme usuzovat na odlišné provedení ch ze, na jiný zp sob zat žování
pohybového systému a hledat p í iny t chto odlišností. Význam studia ch ze nar stá, pokud dojde k jejímu narušení. V tomto p ípad
je hlavním cílem navrátit funkci pohybového
systému k p vodnímu stavu p ed narušením nebo se mu alespo co nejvíce p iblížit. Ztráta
ásti kon etiny má na provedení ch ze zásadní vliv. Prost edkem k obnovení
lokomo ních funkcí je protéza. Historie vytvá ení protéz sahá až do starov ku. Nejstarší dochované doklady o protézách pocházejí z období p ed naším letopo tem. Impulsem pro vývoj t chto pom cek byly velice
asto války, protože v t chto obdobích docházelo
k velkému po tu amputací. Z po átku se protézy vyráb ly zejména z d ev ných a kovových materiál . V sou asné dob jsou díky využívání nových materiál
a nových technologií
vytvá eny vysoce funk ní komponenty protetických pom cek. Pro obnovení pohybových aktivit daného jedince v maximálním rozsahu je velmi d ležitý správný výb r protetické pom cky. Výb r vhodné náhrady závisí na zdravotním stavu, hmotnosti, p edpokládané aktivit pacienta apod. Biomechanická analýza ch ze je nástrojem, který m že usnadnit tento proces tím, že nalezne další objektivní kritéria d ležitá p i výb ru optimálních protetických sou ástí. Nemén
významným je optimální uspo ádání jednotlivých protetických komponent.
Finálním krokem v tomto procesu je dynamické nastavení, tedy takové, které umož uje plynulou ch zi. Proces dynamického nastavování protézy je stále velmi subjektivní, záleží na zkušenostech protetika a zp tné vazb od pacienta. Dalším d ležitým kritériem ovliv ujícím komfort uživatele protézy je vhodné zav šení protézy, které nezp sobuje bolesti a poran ní v oblasti pahýlu. Síly v l žku protézy, které tyto obtíže zp sobují, mohou být rovn ž analyzovány pomocí biomechanických metod. Tato práce se zam uje na popis provedení krokového cyklu u skupiny osob s transtibiální amputací pomocí kinematických a dynamických metod analýzy ch ze. Zam uje se na na to,
8
jak provedení ch ze u této skupiny osob ovliv uje typ protetického chodidla a nastavení protézy a protetického chodidla. Zabývá se také tlaky p sobícími v l žku protézy.
9
2 Syntéza poznatk 2.1 Protézy a jejich ásti 2.1.1 Vývoj protéz dolní kon etiny R zné protézy jako náhrady ástí lidského t la byly konstruovány již v dávné minulosti. Ú el protézy byl kosmetický, funk ní nebo ochranný. První protézou, o které máme vizuální d kaz, je kosmetická protéza palce vyrobená 1000 let p ed našim letopo tem (Bowker & Pritham, 2004). K výrob protéz se v této dob používaly materiály, které byly k dispozici, tedy hlavn d evo a kov. Až do 16. století se jako protézy nej ast ji používaly primitivní berle, d ev né nohy (peg leg) nebo odvalové plošiny. Významný pokrok p inesl francouzský chirurg Paré, který navrhnul levnou d ev nou protézu pro chudé a propracovanou transfemorální protézu podobající se brn ní. A koli d ev ná noha byla využívána už d íve, konstrukce Parého byla vybavena emínky kv li bezpe nému p ipojení protézy na stehno. Jeho transfemorální protéza m la kožené l žko, chodidlo s pružinovým pantem ve st edonoží a kolenní kloub, který mohl být p i sezení odem en (Bowker & Pritham, 2004). Celá protéza byla p ikryta tenkými kovovými pláty vytvarovanými do podoby zdravé kon etiny. Tato protéza byla první známou protézou, která m la kloubní spojení (May, 2002). Stejn
p evratná byla konstrukce transtibiální protézy, kterou na konci 17. století
p edstavil holandský chirurg Verduyn (Bowker & Pritham, 2004). Skládala se z m d ného l žka potaženého k ží, d ev ného chodidla s tuhým kotníkem a koženého stehenního korzetu p ipojeného k l žku kloubovými kovovými dlahami. Tato protéza byla zakon ena d ev ným chodidlem (May, 2002). Stala se prototypem funk ní transtibiální protézy až do roku 1961, kdy byly uvedeny protézy s PTB l žkem (patellar tendon bearing – p enos zát že p es patelární vaz). V dalším vývoji se inovace zam ovaly na l žko a protetické klouby. Byl zkonstruován kolenní kloub, který umož uje flexi nejen v sedu, ale také p i ch zi. Zájem o rozvoj protetických náhrad nastal velmi
asto v souvislosti s válkami,
kdy docházelo k mnoha zran ním a poptávka po protézách rostla. D ležitým nástrojem pro inovace byly nové materiály. Jednalo se nap íklad o pryže, plasty, slitiny lehkých kov a kompozitové materiály.
10
Po druhé sv tové válce bylo zkonstruováno n kolik významných protetických sou ástí, které jsou ve velké mí e využívány dodnes. Pro osoby s transfemorální amputací byl zkonstruován hydraulický kolenní kloub, který zajiš oval kontrolu p i stojné i švihové fázi krokového cyklu a ischiální kvadrilaterální l žko. Tepeln upravitelná prysky ice se ukázala jako vhodná pro laminování l žek na sádrové form pahýlu. Bylo vyvinuto chodidlo SACH (solid ankle cushion heel – tuhý kotník, vym k ená pata). Jeho vym k ená pata tlumí rázy p i po áte ním kontaktu krokového cyklu, ímž p edchází možným poran ním nap . kolenního kloubu. P evratným byl vynález pln kontaktního PTB l žka, které je k pahýlu p ipojeno jednoduchým suprakondylárním emínkem. Toto l žko eliminuje pot ebu stehenního korzetu a stranových kloubových dlah okolo kolene. Výzkum pohybu lov ka, nové materiály a nové technologie vedly k vytvo ení velmi lehkých funk ních komponent (May, 2002). V 80. a 90. letech 20. století se v konstrukcích protéz objevily další nové prvky. Došlo k rozvoji dynamických chodidel, která mají schopnost absorbovat, ukládat a následn vracet mechanickou energii. P vodn byla tato chodidla ur ena zejména pro vysoce aktivní uživatele, ale v sou asné dob jsou vyráb na i ve verzích pro uživatele s nižším stupn m aktivity. Hlavními znaky t chto protetických chodidel jsou lehké a elastické materiály, tlumení ráz , zlepšená mobilita a uchování energie (Rao et al., 1996). Novým prvkem byl flexibilní návlek – liner (Bowker & Pritham, 2004). V tomto období byly zkonstruovány první kolenní klouby, kde kontrolu kloubu p i ch zi zajiš oval mikroprocesor (tzv. inteligentní protézy). V sou asné dob se intenzivn vyvíjí také bionické protézy dolní kon etiny. Nejde jen o kolenní kloub, ale také o protetická chodidla. Tato chodidla umož ují zm nu nastavení podle innosti, kterou osoba s amputací provádí. Nap . p i ch zi do kopce se chodidlo po n kolika krocích nastaví do v tší dorzální flexe, p i ch zi z kopce naopak do plantární flexe.
2.1.2 Protézy a jejich stavba Protéza dolní kon etiny se skládá z n kolika funk n
odlišných
ástí. Její stavba
a nastavení jsou p izp sobovány každému uživateli individuáln . Z hlediska stavby m žeme protézy dolní kon etiny d lit na (Engstrom & Van de Ven, 1999; May, 2002; Seymour, 2002): -
endoskeletální (modulární protézy),
-
exoskeletální (konven ní protézy).
11
Endoskeletální protézy vychází z lidské kostry jako modelu (Engstrom & Van de Ven, 1999). Využívají lehký kovový skelet k propojení chodidla s l žkem. Sou ásti standardní konstrukce protézy jsou snadno vym nitelné a nastavitelné (modulární koncept). Exoskeletální protézy jsou konstruovány ze d eva nebo pevného polyuretanu kryté pevnou plastovou laminací. Tuhost bérce zp sobuje, že jsou tyto protézy více odolné (May, 2002). Protézy m žeme d li také podle toho, v které fázi rehabilita ního procesu jsou uživatelem používány (Seymour, 2002): -
poopera ní,
-
provizorní,
-
definitivní.
Konstrukce protézy dolní kon etiny zahrnuje chodidlo, kolenní kloub pro transfemorální a vyšší úrovn amputace, l žko s návlekem (linerem) nebo bez n j a její zav šení (May, 2002). Engstrom a Van de Ven (1999) mezi základní komponenty protézy dolní kon etiny adí: -
protetické l žko (prosthetic socket),
-
p ídavné zav šení (auxiliary suspension),
-
protetický kloub,
-
mezikloubní segmenty,
-
protetické chodidlo,
-
kosmetické krytí.
Výb r vhodného typu protézy dolní kon etiny, zejména u osob s amputací v asném stádiu rehabilitace, má rozhodující význam pro dosažení symetrického vzorce ch ze (Marinakis, 2004).
2.1.3 Protetické l žko Komfort a funk nost protézy je ovlivn na (a pravd podobn determinována) mechanickou interakcí mezi k ží pahýlu a protetickým l žkem (Zhang, Turner-Smith, Tanner & Roberts, 1998). L žko je základem protézy, je primárním spojením mezi pahýlem a protézou. Musí nést t lesnou hmotnost a tlumit prom nlivé síly p sobící na pahýl p es kontaktní plochu l žka (Kapp & Fergason, 2004). Dobré l žko má následující charakteristiku (Engstrom & Van de Ven, 1999): -
zajiš uje komfort osoby s amputací,
-
p enáší zatížení a energii mezi protézou a pahýlem,
-
podporuje zav šení protézy. 12
Optimální sestavení l žka transtibiální protézy vyžaduje d kladné porozum ní p íslušným biomechanickým parametr m a schopnost dosáhnout vhodného kompromisu mezi t mito parametry tak, aby byly zajišt ny pot eby každého pacienta (Kapp & Fergason, 2004). Teoreticky by rovnom rné zatížení celého l žka m lo maximáln redukovat tlak v jeho jednotlivých ástech. V praxi je tato problematika komplikovan jší, protože existují rozdíly ve vlastnostech v r zných ástech pahýlu. V tšina problém
v nastavení l žka m že být
vy ešena jeho vhodnou konstrukcí (Kapp & Fergason, 2004). Je d ležité, aby oblasti na tlak citlivé byly zatíženy mén , oblasti odolné pak mohou být zatíženy více. Typy l žek Podle zp sobu p enášení zatížení z protetického l žka na pahýl m žeme l žka d lit na dva základní typy: PTB l žko a TSB l žko. M žeme rozlišovat také r zné varianty l žek (Kapp & Fergason, 2004): -
tvrdé l žko,
-
m kké vložky,
-
gelový návlek,
-
distální vycpávka,
-
flexibilní vnit ní l žko s pevnou vn jší konstrukcí.
L žko PTB (Patellar tendon bearing socket) P i použití PTB l žka jsou zat žovány zejména oblasti dob e snášející vyšší tlak. Název tohoto l žka nazna uje, že l žko zat žuje patelární šlachu. Tento termín však m že být zavád jící nebo patelární šlacha není hlavní oblastí zatíženou tímto typem l žka. Mediální st na je mírn vykrojená v oblasti pes anserinus na mediální ásti tibie. V této na tlak tolerantní oblasti je hlavní zatížení (Kapp & Fergason, 2004). TSB l žko (Total surface bearing socket) U TSB l žka je zatížení rozloženo více rovnom rn na celý jeho povrch než je tomu u l žka PTB. Vychází z p edstavy, že i oblasti citlivé na tlak mohou snést ur ité zatížení. Zastánci TSB l žka asto navrhují použití návleku ze speciálního materiálu, který pomáhá rozptýlit síly p sobící na pahýl (Kapp & Fergason, 2004).
13
Návleky Nedílnou sou ástí n kterých l žek jsou návleky (linery). Návleky zvyšují komfort a pomáhají protetikovi p izp sobovat l žko osobám s amputací, kterým se m ní velikost a tvar pahýlu nebo které mají na pahýlu kostní vý n lky (Engstrom & Van de Ven, 1999). Využití návleku m že být vhodné v p ípad , kdy plný kontakt mezi pahýlem a l žkem snižuje riziko otok . Nevýhodou mohou být v tší hmotnost, v tší objem, poškození v pr b hu asu nebo zhoršená hygiena v d sledku absorbování potu (Seymour, 2002).
2.1.4 Zav šení l žka P ipevn ní l žka k pahýlu je klí ovým faktorem pro optimální využívání vlastností protézy. Dobré zav šení l žka zvyšuje ú innost p enosu energie, maximalizuje kontrolu a minimalizuje nepohodlí a vznik od rek (Engstrom & Van de Ven, 1999). Má za následek efektivní p enos sil z l žka na pahýl tak, že osoba s amputací m že provád t denní aktivity bez bolesti a poran ní tkání (Beil, Street & Covey, 2002). Výb r optimálního zav šení je rozhodující pro dosažení efektivní a bezpe né ch ze. Nesprávné zav šení m že mít za následek diskomfort, pohyb protézy okolo pahýlu, poran ní k že, zvýšenou spot ebu energie, odchylky p i ch zi a pády (Seymour, 2002). Parametry nejvhodn jšího zav šení se m ní v d sledku vnit ních obtíží, které nastávají, protože na tkán , které nebyly dosud zatíženy, p sobí p i ch zi vysoké tlaky (Beil, Street & Covey, 2002). Materiál na konstrukci p ipojení l žka a pahýlu je tvrdý (k že, plast, kov) nebo m kký (neoprén, tkanina, m kká k že) (Engstrom & Van de Ven, 1999). K p ipojení protetického l žka k pahýlu amputované kon etiny m žeme využít podtlaku, anatomického tvaru n kterých ástí lidského t la, emínk nebo pomocných kladkových kloub (Michael, 2004). Zav šení pomocí podtlakuje k pahýlu velmi šetrné, a proto je uživatel m protéz velmi asto doporu ováno. adí se sem podtlaková l žka, vnit ní elastické návleky (linery) a t snící elastické manžety. V p ípad , že podtlakové zav šení není vhodné, je dalším nejlepším p ipojením protézy využití vhodných anatomických tvar
(tzv. skeletární zav šení). P estože síly p i tomto
zav šení vytvá í v n kterých oblastech v tší tlaky než u podtlakového zav šení, mnoho pacient ho snáší lépe v po áte ní fázi vybavování protézou (Michael, 2004). emínkových zav šení existuje velké množství. Jsou vhodné p i zm nách objemu pahýlu. D íve se také používalo zav šení pomocí kovových kladkových kloub , které byly p ipojeny ke koženému pásu nebo stehennímu korzetu. Kv li velké hmotnosti a diskomfortu souvisejícím s podp rami se toto zav šení vyskytuje jen vzácn . 14
Jiné d lení zav šení protézy na pahýl uvádí May (2002): -
suprakondylární manžeta,
-
pun ocha,
-
suprapatelární suprakondylární systém,
-
systém se zámkem (shuttlelock system),
-
podtlakové l žko,
-
stehenní korzet.
2.1.5 Protetický kloub Protézy pro osoby s vyššími stupni amputace jsou v sou asné dob tém kolenním kloubem. Existuje více n ž 100 druh
vždy opat eny
r zných protetických kolenních kloub
dostupných pro uživatele s r znými stupni transfemorální amputace, exartikulace kolene nebo exartikulace ky le (Engstrom & Van de Ven, 1999).
2.1.6 Mezikloubní segmenty ást protézy, která zajiš uje spojení protetického l žka s protetickým chodidlem, m žeme nazvat mezikloubní segment. Pro jeho konstrukci se využívá r zný materiál. Engstrom a Van de Ven (1999) uvádí karbonová vlákna a kov (titan, hliník). Tibiální segment U osob s amputací nahrazuje bérec tibiální segment. Jeho sou ástí bývají další funk ní komponenty (Michael, 2004): -
tlumi to ivého momentu (torze),
-
tlumi ráz .
Absorpce to ivého momentu je užite ná k redukci t ení mezi pahýlem a l žkem, když rotuje kolem fixovaného chodidla. Tlumení vertikálních náraz
a rozptyl torzních sil je
d ležitý pro zlepšení komfortu a ch ze (Engstrom & Van de Ven, 1999).
2.1.7 Protetické chodidlo Protetické chodidlo je základem všech protéz krom
protéz pro osoby s
áste nou
amputací (partial foot). V ideálním p ípad protetické chodidlo duplikuje všechny aktivity normálního chodidla (May, 2002). P i výb ru vhodného protetického chodidla musí protetik uvažovat o velkém množství faktor . Mezi tyto faktory pat í: p edpokládaný stupe aktivity uživatele, t lesná hmotnost, fyzická odolnost a snaha u it se efektivn využívat protetickou
15
pom cku (Hayden, Evans, McPoil, Cornwall & Pipinich, 2000). Základní vlastnosti b žn dostupných protetických chodidel spadají do t í kategorií (Perry, 2004a): -
anatomická,
-
biomechanická,
-
dynamická.
Díky novým protetickým materiál m se rozší ila nabídka protetických chodidel. Výsledkem toho je, že pro protetika a léka e p edepisujícího protézu je mnohem t žší vybrat chodidlo, které je nejlepší pro konkrétní osobu s amputací (Barth, Shumacher & Thomas, 1992). Výsledky studie Postema, Hermens, de Vries, Koopman a Eisma (1997) ukázaly, že neexistuje jasná preference u osob s transtibiální amputací mezi chodidly s dynamickou odezvou a klasickými chodidly a že individuální preference t chto osob není ovlivn na v kem. P i p edepisování optimálního protetického chodidla m žeme využít data z kvantitativní analýzy pohybu, která poskytují informaci o dynamickém chování r zných chodidel (Barth, Shumacher & Thomas, 1992). Funkce protetického chodidla Protetické chodidlo by m lo plnit následující funkce (May, 2002): -
simulace pohybu kloub (normální funkce nohy dovoluje dorzální a plantární flexi, inverzi/everzi),
-
simulace svalové aktivity (anatomická noha a kotník mají neuromuskulární strukturu, která poskytuje výraznou kontrolu pohybových aktivit jako jsou b h, skok, udržování rovnováhy nebo stoj na jedné noze),
-
absorpce ráz
(chodidlo pot ebuje absorbovat síly vytvo ené b hem stádia
zat žování), -
umožnit flexi v kolenním kloubu na za átku stojné fáze,
-
stabilní základ opory (chodidlo musí t lo b hem stojné fáze ch ze stabilizovat).
Zadní
ást všech protetických chodidel využívá ur itých prost edk
ke snížení ráz
p i rychlém zatížení paty. Tento mechanismus se výrazn liší od zdravé populace a také p i použití r zných typ protetických chodidel (Perry, 2004a). Hlavní typy protetických chodidel Mnoho v sou asnosti dostupných protetických chodidel pro osoby s transtibiální amputací se liší v pohyblivosti paty, kotníku a p ednoží. D vodem je r znost konstrukce a materiál
16
(Perry, 2004a). Engstrom a Van de Ven (1999) je d lí do dvou základních skupin podle toho, jestli mají nebo nemají kloub. Každou z kategorií m žeme dále lenit: chodidla s kloubem -
jednoosé chodidlo,
-
víceosé chodidlo,
chodidla bez kloubu -
chodidlo SACH,
-
chodidlo s dynamickou odezvou.
Jiné d lení uvádí May (2002), která používá jako kritérium zp sob odezvy chodidla. D lí je na: chodidla bez dynamické odezvy -
chodidlo SACH,
-
jednoosé chodidlo,
chodidla s dynamickou odezvou. Michael (2004) klasifikuje protetická chodidla do p ti koncep ních skupin: -
jednoosé chodidlo,
-
chodidlo SACH,
-
víceosé chodidlo,
-
chodidlo s flexibilním skeletem,
-
chodidlo s dynamickou odezvou.
Každá ze skupin chodidel se hodí pro n kterou skupimu uživatel a každá má také ur ité limity. Mezi protetickými chodidly bychom nalezli také smíšené konstruk ní typy, které pat í do více skupin. Jednoosé chodidlo P ed rokem 1950 bylo chodidlo s jednoosým kloubem jedinou široce dostupnou alternativou pro osoby s amputací dolní kon etiny. Jednoosé chodidlo se skládá z vnit ního skeletu, p nového obalu, kovového jednoosého kloubu a plantiflek ního pop ípad i dorziflek ního tlumi e (Seymour, 2002). Díky tomu, že se jedná o chodidlo s kloubem, je fáze plného kontaktu s podložkou dosaženo d íve než p i použití jiných chodidel. Vytvá í se exten ní moment v kolenním kloubu, který zvyšuje pasivní stabilitu kolene. Zvýšení této stability je primární indikací tohoto typu chodidla.
17
Nevýhodou je, že kotníkový mechanismus zvyšuje hmotnost chodidla a vyžaduje další servis. Protože osoby s amputací obecn preferují leh í chodidla vyžadující co nejmenší údržbu, je jednoosé chodidlo v sou asné dob využíváno spíše jen pro osoby s nestabilním kolenním kloubem (Michael, 2004). Chodidlo SACH Již v samotném názvu chodidla jsou vyjád eny jeho základní konstruk ní vlastnosti: tuhý kotník (Solid Ankle) a vym k ená pata (Cushion Heel). Chodidlo SACH se skládá ze skeletu, který je obklopen tvarovaným vn jším p novým obalem (Seymour, 2002). Toto chodidlo bylo vynalezeno v 50. letech 20. století. Ve srovnání s jednoosým chodidlem je leh í, odoln jší, levn jší a nenáro né na údržbu. Vyzna uje se dobrou funk ností, ekonomi ností a životností, avšak nevýhodou je limitace p i ch zi vp ed (Perry, 2004a). P i stla ení paty se chodidlo p iblíží k podložce a dochází k simulaci plantární flexe. Vym k ená pata má za následek menší plantiflek ní moment t sn po po áte ním kontaktu (Schmalz, Blumentritt & Jarasch, 2002). V záv ru stojné fáze, kdy se pata chodidla odlepuje od podložky, se flexibilní segment prst ohne a umožní odval. Tento typ chodidla je oblíbený u malých d tí a je
asto využíván v p ípravné fázi
a u uživatel , jejichž fyzická kondice p edem zamezuje ch zi více než n kolika krok (Michael, 2004). Nevýhodou tohoto chodidla je limitovaná dorzální flexe a absence propulze ve fázi koncového stoje (Seymour, 2002). Víceosé chodidlo Víceosé chodidlo umož uje pohyb nejen v sagitální rovin (plantární a dorzální flexe), ale také v omezeném rozsahu v rovin frontální (inverze a everze). Protože hmotnost a náro nost údržby jsou podobné jako u jednoosého chodidla a cena je pouze mírn vyšší, mnoho léka
p i výb ru chodidla s kloubem up ednost uje víceosé
chodidlo (Michael, 2004). Víceosé chodidlo se skládá z vnit ního skeletu, vytvarovaného obalu chodidla, st edového pryžového bloku omezujícího dorzální a plantární flexi a transverzálního hlezenní kloubu, který umož uje inverzi, everzi a rotaci (Seymour, 2002). Toto chodidlo je vhodné pro ch zi po nerovném terénu, a proto je doporu ováno nap . turist m, avšak m že vyhovovat i jiným osobám, které vyžadují v tší mobilitu v kotníku.
18
Mezi nevýhody tohoto chodidla m žeme adit zhoršenou stabilitu na rovných površích, v tší hmotnost a náro nou údržbu (Seymour, 2002). Chodidlo s flexibilním skeletem Po dlouhou dobu panoval názor, že chodidlo musí mít pevné p ednoží k poskytnutí dostate né stability p i ch zi. Chodidlo s flexibilním skeletem je tém
celé složeno z pružné
polyuretanové sm si. Skelet je v tomto p ípad vyroben z pevné pryže a rozprostírá se až za oblast metatarz do oblasti prst . Výsledkem je, že p ednoží je velmi ohebné a umož uje pronaci nebo pupinaci (inverzi, everzi). Flexibilní skelet také uleh uje odval a ch ze je pak pro osoby s amputací snazší. Plantární povrch tohoto chodidla je zpevn n pevnými pásy analogickými s plantární fascií biologického chodidla. Jakmile osoby s amputací p enesou svou hmotnost na p ednoží, pás se napne a postupn vyztuží palec k dosažení odrazu (Michael, 2004). Chodidlo s flexibilním skeletem je dob e akceptováno mnoha osobami s amputací a tak je asto díky svému hladkému odvalu využíváno u osob s amputací v p ípravné fázi. Zvyšuje se také jeho oblíbenost u pediatrických protéz, zejména u menších, leh ích p edškolních d tí. Toto chodidlo není doporu ováno pro aktivity vyžadující rychlý odraz (Michael, 2004). Chodidlo s dynamickou odezvou (dynamické chodidlo) Chodidlo s dynamickou odezvou je charakteristické pružným skeletem, který umož uje absorpci energie na za átku stojné fáze, její uchování a následné navrácení p i odrazu. M žeme se setkat také s názvem chodidlo s uložením energie (energy storing foot). Chodidla s dynamickou odezvou byla vynalezena z po átku pro klienty, kte í cht jí být aktivní a provád jí aktivity jako b hání a skákání. Postupn však dosáhla širokého uplatn ní jako efektivní sou ást ke zlepšení ch ze (Gitter, Czerniecki & DeGroot, 1991) a nyní se stala hlavním typem chodidel využívaných v protetice (May, 2002). Od jejich zkonstruování v polovin 80. let se tato chodidla postupn stala jedním z nejb žn ji p edepisovaných komponent ve sv t (Michael, 2004). Byly vyvinuty dv základní konstrukce: s krátkou pružinou uvnit chodidla a dlouhou pružinou, která se rozprostírá od prst až k bérci (Perry, 2004a). P i použití dynamického typu chodidla se u osob s amputací rozsah pohybu více blíží normální populaci a ch ze je více symetrická (Seymour, 2002). Za možnou kontraindikaci lze považovat situaci, kdy osoby s amputací nejsou schopny nebo ochotny zat žovat p ednoží. V tomto p ípad je pružnost p ednoží nefunk ní (Michael, 2004).
19
2.2 Nastavení protézy Optimální parametry jednotlivých komponent p i stavb
protézy nemusí automaticky
zaru ovat její funk nost. Velký význam má správné nastavení jednotlivých komponent. Konstrukce protetických komponent, výb r a nastavení protézy jsou u osob s amputací pod ízeny cíli dosáhnout optimální ch ze (Barth, Shumacher & Thomas, 1992). Nastavení protézy m žeme definovat jako orientaci protetických sou ástí v i sob navzájem (Geil & Lay, 2004) nebo jako geometrické uspo ádání protetické kon etiny tj. vztah mezi l žkem, chodidlem a ostatními sou ástmi protézy (Solomonidis, 1991). Zahedi, Spence, Solomonidis a Paul (1986) definují nastavení protézy jako pozici l žka vzhledem k ostatním protetickým komponentám kon etiny. Správné nastavení zabezpe uje optimální funkci protézy a významným zp sobem ovliv uje komfort i funkci protézy a tím i zp sob života uživatele protézy. Kvalita nastavení protetického chodidla je výrazn ovlivn na subjektivním hodnocením protetika a pacienta. Cílem výzkumu v této oblasti je proces nastavování protézy objektivizovat. Pro dosažení správného nastavení je tato objektivizace hodnocení protetika a pacienta nepostradatelná (Peeraer & De Roy, 2002). Kvantifikace nastavování protézy a znalost primárních cíl tohoto procesu by mohly vést k vytvo ení jednotného p ístupu, ke zdokonalení dokumentace rehabilita ních výsledk
a mohly by být d ležitým krokem
k vytvo ení celkových kritérií optimalizace ch ze u osob s amputací (Geil & Lay, 2004). Nastavování protézy je provád no v n kolika krocích. Vzájemné nastavení jednotlivých komponent se m ní p i základním, statickém i dynamickém nastavení.
2.2.1 Montáž a základní nastavení P i zhotovování je nová protéza nejd íve nastavena do základního nastavení (bench alignment) (Geil & Lay, 2004). Toto základní sestavení protézy provádí protetik bez pacienta. Ur uje tím prostorové uspo ádání protézy mezi pahýlovým l žkem a protetickým chodidlem s ohledem na doporu ení výrobce chodidla a vzhledem k získaným údaj m o pacientovi.
2.2.2 Statické nastavení P i statickém nastavování se jedná o úpravu základního nastavení s ohledem na stabilitu pacienta v protéze ve stoji. Správn
nastavená protéza by u uživatele p i stoji nem la
vyvolávat žádné výrazné momenty sil, které by musely být kompenzovány stejn velkými
20
momenty reak ní síly. Pacient by se tedy pro udržení vzp ímeného postavení nem l naklán t ani uklán t a m l by mít zát ž rozloženou na ob kon etiny rovnom rn . Pokud tomu tak není, a pacient m že dosáhnout rovnovážného stavu na protéze pouze pomocí nep irozeného držení t la nebo s vynaložením nadm rné svalové práce, pak protéza není nastavena správn (Heim & Kaphingst, 2002). Statické nastavení l žka transtibiální protézy obvykle bývá v 5º až 10º flexi. L žko ve vertikálním postavení by zvýšilo pravd podobnost vysouvání pahýlu z l žka v okamžiku, kdy chodidlo není v kontaktu s podložkou a zasouvání pahýlu v okamžiku, kdy chodidlo v kontaktu s podložkou je (Seymour, 2002). Tyto pohyby na rozhraní pahýlu a protetického l žka zvyšují t ení mezi l žkem a k ží, což m že mít za následek diskomfort uživatele a poran ní pokožky.
2.2.3 Dynamické nastavení P i dynamickém nastavování je cílem upravit statické nastavení protézy s ohledem na ch zi pacienta v protéze. Správná dynamická stavba by m la být výsledkem týmového posouzení (protetik, fyzioterapeut, léka , …). Cílem je dosáhnout co nejlepší funkce a komfortu (Zahedi, Spence, Solomonidis & Paul, 1986). P i dynamickém nastavování protetik subjektivn
posuzuje dané nastavení s ohledem
na zp tnou vazbu pacienta. Protetik sleduje ch zi pacienta p i r zném nastavení (Kapp & Fergason, 2004). P i provád ní zm n nastavení hrají roli zkušenosti protetika, schopnost odhalit p í iny odchylek p i stoji, informace o oblastech p etížení na rozhraní pahýlu a l žka a zp tná vazba poskytnutá pacientem (Fridman, Ona & Isakov, 2003). Zm ny se provádí až do té doby, kdy je dosaženo optimálního nastavení. Klí ové fáze krokového cyklu, které jsou p i dynamickém nastavení posuzovány, jsou nášlap na patu, mezistoj a odraz prst (Heim & Kaphingst, 2002). Všechny t i fáze jsou p i ch zi posuzovány z frontálního, laterálního a dorzálního pohledu. Pro optimalizaci dynamického nastavení protézy máme k dispozici p t možností nastavení protetického chodidla: posun chodidla anteroposteriorn , posun chodidla mediolateráln , nastavení chodidla do plantární nebo dorzální flexe, nastavení chodidla do pronace nebo supinace, nastavení chodidla do vn jší nebo vnit ní rotace (Heim & Kaphingst, 2002). Dále je možné pracovat také s délkou protézy.
21
Anteroposteriorní posun chodidla Správné anteroposteriorní se ízení polohy protetického chodidla rozloží hmotnost rovnom rn mezi patu a p ednoží. To má za následek hladkou (plynulou), energeticky efektivní ch zi zahrnující kontrolovanou flexi v kolenním kloubu po úderu paty, hladký odval a odraz paty p ed po áte ním kontaktem paty na kontralaterální kon etin (Kapp & Fergason, 2004). D sledkem správné anteroposteriorní polohy l žka by m lo být zatížení t ch oblastí v l žku, které jsou tolerantní na tlak. Tento posun m ní délku efektivní páky na p ednoží a pat , což má za následek zm ny v momentech síly. Ovliv uje také stabilitu kolenního kloubu, protože posun chodidla posteriorn zvyšuje tendenci ke kolenní flexi, zatímco posun chodidla anteriorn zvyšuje tendenci ke kolenní extenzi (Schmalz, Blumentritt & Jarasch, 2002). Posunutí chodidla dozadu se p i nášlapu na patu projeví prodloužením páky zánoží, což má za následek zvýšení nárok na stabilizaci kolenního kloubu. P i odvalu prst zvýšené nároky na stabilizaci kolenního kloubu p etrvávájí, ale postup odvalu se zleh uje (Heim & Kaphingst, 2002). Je-li chodidlo nastaveno p íliš posteriorn , tlaky p sobící v l žku jsou v okamžiku kontaktu protézy s podložkou a v okamžiku p ed odrazem prst
na distáln
anteriorní
a proximáln posteriorní oblasti pahýlu zvýšené (Seymour, 2002). Posunutí chodidla dop edu se projeví p i nášlapu zkrácením páky zánoží a p i odvalu prst prodloužením páky p ednoží. S tím stoupá jistota v kolenním kloubu, ale zt žuje se odval chodidla (Heim & Kaphingst, 2002). P i nastavení p íliš anteriorn se zvýší tlak na distáln posteriorní a proximáln anteriorní oblasti pahýlu. Mediolaterální posun chodidla Správné mediolaterální se ízení polohy chodidla zat žuje proximomediální a distolaterální ásti pahýlu, což napomáhá vytvo it optimální situaci pro moment v kolenním kloubu v mezistoji a poskytuje optimální zatížení mediálního výb žku tibie (Kapp & Fergason, 2004). Jestliže je chodidlo umíst no p íliš mediáln , protéza má tendenci k rotaci a vzniká v tší tlak na proximáln mediální a distáln laterální oblasti pahýlu (Seymour, 2002). M že dojít ke vzniku to ivých moment , které mají tendenci naklán t chodidlo lateráln a vytá et špi ku ve sm ru vn jší rotace. V mezistoji vzniká to ivý moment, který zp sobuje laterální klopýtnutí nebo zakolísání pacienta (Heim & Kaphingst, 2002). Pacient tomu m že zabránit
22
tím, že kon etina s protézou bude sm ovat do v tší abdukce. Celkov lze íci, že mediální posunutí chodidla je nefyziologické a neekonomické (Heim & Kaphingst, 2002). Jestliže je chodidlo umíst no p íliš lateráln , vzniká v tší tlak na hlavi ce fibuly a v distáln
mediální oblasti pahýlu (Seymour, 2002). Mírné laterální posunutí p sobí
v mezistoji stabiliza n , avšak p íliš velké posunutí zp sobuje v tší tlaky na pahýlu pacienta (Heim & Kaphingst, 2002). Zm na výšky protézy Správná výška protézy má za následek hladkou a symetrickou ch zi bez nadm rného naklán ní na jednu nebo druhou stranu (Kapp & Fergason, 2004). M la by zajistit také optimální rozložení hmotnosti na ob kon etiny, bez výrazného p et žování n které z nich. Nastavení chodidla do plantární a dorzální flexe Zm na úhlové polohy chodidla v sagitální rovin ovliv uje pr b h flek ního momentu, exten ního momentu (Schmalz, Blumentritt & Jarasch, 2002) a hodnoty anteroposteriorní složky reak ní síly (Solomonidis, 1991). Chodidlo nastavené do zvýšené plantární flexe v mezistoji zp sobuje v tší zatížení p ední ásti chodidla nebo odleh ení patní ásti. Výhodou m že být, že toto nastavení zvyšuje jistotu v kolenním kloubu (Heim & Kaphingst, 2002). Nevýhodou je, že k vykonání odvalu p es p ední ást musí uživatel vynaložit v tší úsilí. Má-li chodidlo tvrdší patu vzniká velmi rychle plantiflek ní moment, který urychluje flexi v kolenním kloubu. P i nastavení chodidla do dorzální flexe dochází pozd ji k plnému kontaktu chodidla s podložkou. Nastavení chodidla do vnit ní a vn jší rotace Správné vyto ení chodidla ovliv uje jak vzhled, tak funk nost protézy. M žeme ho vyjád it úhlem mezi sm rem dop edného pohybu a mediálním okrajem protetického chodidla. Transtibiální protéza je p i základním nastavení v takové polozek, že chodidlo (jeho mediální okraj) má sm r rovnob žný se sm rem ch ze. P i ch zi to má za následek mírnou vn jší rotaci protetického chodidla, ímž se hodnota rotace blíží hodnotám na zdravé kon etin (5º až 7º) (Kapp & Fergason, 2004). Toto nastavení m že být zm n no tak, aby poloha protetického chodidla b hem ch ze vizuáln odpovídala poloze chodidla zdravé kon etiny.
23
2.3 Biomechanická analýza ch ze Ch ze lov ka m že být zhodnocena jak pomocí subjektivního pozorování tak pomocí r zných
kvantitativních
m ení.
Klinické
hodnocení
ch ze
je
obecn
založeno
na subjektivních informacích od pacienta a subjektivním pozorování jeho ch ze. Reliabilita takového hodnocení je evidentn nízká (Olsson, 1990), a proto je t eba provedení ch ze objektivizovat a kvantifikovat. V naší práci jsme se zam ili na kinematickou a dynamickou analýzu ch ze.
2.3.1 Kinematická analýza ch ze Kinematická analýza poskytuje informace o vzájemné poloze jednotlivých segment t la. P i kinematické analýze ch ze u vybraných bod
(segment ) lidského t la m íme
kinematické veli iny jako jsou dráha (úhel), rychlost (úhlová rychlost), zrychlení (úhlové zrychlení), as. Abychom mohli ur it polohy bod a z nich vyplývající polohy segment a celého t la je nezbytné definování sou adného systému. Nej ast ji používaným je kartézský systém sou adnic, mén
asto se setkáváme s ur ením polohy bodu pomocí polárních sou adnic
(Janura & Zahálka, 2004). P i analýze pohybu musí být definovány dva sou adné systémy: globální nebo také laboratorní sou adný systém (GCS) a lokální sou adný systém (LCS) (Robertson, Caldwell, Hamill, Kamen & Whittlesey, 2004). Globální systém obvykle vymezuje prostor m ení a v pr b hu m ení se nem ní. Za lokální systém m žeme považovat anatomický sou adný systém, který se m ní segment od segmentu (Winter, 2004). P i analýze ch ze jde o to, najít vztah mezi globálním sou adným systémem (laborato ) a lokálními sou adnými systémy jednotlivých segment , které jsou ur ovány z vn jších zna ek umíst ných na t le zkoumané osoby. K nalezení tohoto vztahu slouží proces kalibrace (viz dále). Kinematické metody a techniky m žeme d lit n kolika zp soby. Metody se zpravidla liší v tom, jaké kinematické veli iny p ímo m í nebo v tom, jakým zp sobem z t chto veli in odvozují další informace o m eném jedinci. Janura a Zahálka (2004) kinematické metody d lí takto: -
goniometrie,
-
akcelerometrie,
-
stroboskopie,
-
systémy pracující na elektromagnetickém principu, 24
-
systémy využívající akustické senzory,
-
optoelektrické systémy.
Winter (2004) d lí kinematické metody podle toho zda m ící za ízení analyzuje m enou veli inu p ímo nebo pomocí zobrazení: 1. p ímé -
goniometrie,
-
akcelerometrie.
2. zobrazovací -
kinematografie (videografie),
-
televizní,
-
optoelektrické techniky.
V obou t chto d leních chybí za ízení, která m í p ímo asové parametry ch ze. Jsou to dotykové koberce, které rozlišují zda je objekt (kon etina,
ást kon etiny) v kontaktu
s podložkou. M žeme zde za adit také stélky se spína i (footswitch), které mohou být umíst ny do bot nebo p ilepeny na chodidla. Olsson (1990) se zmi uje o stélce, která má senzory na pat , hlavi ce pátého a prvního metatarzu a na palci. Vzhledem k zam ení práce a k použitým metodám se dále budeme zabývat již jen zobrazovacími metodami. Kirtley (2006) je d lí do ty základních skupin: -
optické (VICON, Peak Performance, CODA, SIMI, Ariel Dynamics, …),
-
elektromagnetické (FasTrak),
-
ultrazvukové (Zebris),
-
setrva né (využívají kombinaci miniaturních elektromechanických sníma ).
Každé m ení je zatíženo ur itou chybou. Chyby m ení m žeme klasifikovat podle místa vzniku v m ícím procesu (Janura & Zahálka, 2004): -
p ístrojové (instrumentální),
-
metodické,
-
teoretické,
-
statistické,
-
subjektivní.
V tšina komer ních kinematických systém
je dostate n
p esná p i m ení polohy
kon etin a úhl v kloubech. Výpo et lineární a úhlové rychlosti však vyžaduje derivace dat polohy, což zvyšuje chyby m ení (Whittle, 1997).
25
Umíst ní zna ek a záznam pohybu Poloha segment t la je ur ována pomocí vybraných anatomických bod . K umís ování zna ek na kon etiny jsou využívány dva rozdílné p ístupy. První z metod využívá p ipev ování zna ek na k ži zpravidla nad kostní anatomické body. Poloha a orientace segmentu kon etiny je definována pomocí polohy t chto zna ek. P i druhém postupu p ipojíme bu p ímo nebo pomocí konstrukce sadu nejmén t í zna ek na každý segment tak, že jeho poloha a orientace m že být ur ena v t ídimenzionálním prostoru. Pohyb jednoho segmentu vzhledem k druhému a poloha kloubu m že být pak odvozena matematicky (Whittle, 1997). Zatímco u 2D analýzy jsou k definování segmentu nutné dv
zna ky
u 3D analýzy by to m ly být t i zna ky (Kirtley, 2006). S p ihlédnutím k typu použitých systém
a podle zp sobu ešení dané úlohy m žeme
zna ky rozd lit do dvou skupin (Janura & Zahálka, 2004): -
pasivní,
-
aktivní.
Pozornost je t eba v novat tomu, aby nedocházelo k pohybu zna ek zp sobených pohybem m kkých tkání a aby zna ky subjekt nerušily natolik, že by ovliv ovaly jeho provedení pohybu. Nej ast ji jsou zna ky k definování polohy segment dolní kon etiny umíst ny na t chto bodech pravé i levé kon etiny: -
hlavi ka 5. metatarzu,
-
malleolus lateralis,
-
epicondylus lateralis femoris,
-
trochanter major.
P i vyšet ování pohybu pánve vysta íme s t emi body pro všechny t i roviny pohybu (Kirtley, 2006). Jedná se o tyto body: -
spina iliaca anterior superior dextra (SIAS P),
-
spina iliaca anterior superior sinistra (SIAS L),
-
processus spinosus 2. k ížového obratle (S2).
Soubor zna ek pro definování segment lidského t la pro pot eby kinematické analýzy nalezneme nap . v publikaci Robertson, Caldwell, Hamill, Kamen a Whittlesey (2004). Pohyb pánve v rovin frontální nazýváme úklon pánve (pelvic obliquity, lateral pelvic tilt nebo pelvic list), v rovin sagitální náklon pánve (pelvic tilt) a v rovin transverzální rotace pánve (pelvic rotation).
26
Pro analýzu ch ze je tém
výhradn používána 3D analýza. Orientace a uspo ádání kamer
není p i 3D nastavení tak rozhodující jako u 2D nastavení (Robertson, Caldwell, Hamill, Kamen & Whittlesey, 2004), kde musí být optická osa kamery kolmá na rovinu pohybu. Hlavním kritériem je, aby byl každý sledovaný bod viditelný z minimáln dvou kamer. Máme-li možnost dodržet uvedené pravidlo i p i r zné poloze kamer, volíme takové rozmíst ní, kdy se úhel mezi optickými osami jednotlivých p ístroj
blíží 90° (Janura
& Zahálka, 2004). Vyhodnocení záznamu – ur ení obrazových sou adnic bod Abychom získali sou adnice zkoumaných bod je nutné zjistit jejich pozici na záznamu. To m žeme provád t bu
manuáln nebo s pomocí automatického systému. U aktivních
zna ek systém vyhodnocuje jejich pozici na základ signálu, který vysílá zna ka. U pasivních zna ek je ur ování sou adnic založeno na kontrastu zna ky a jejího okolí. Systém vyhledává polohu zna ek podle p edchozích snímk
a ur uje geometrický st ed kontrastní plochy
zna ky. Problémem m že být to, že kamera snímá i další sv telné podn ty (Whittle, 1997). Využití v jiných než laboratorních podmínkách je tedy velmi omezené. Kalibrace a transformace sou adnic Provedení kalibrace p i analýze záznamu pohybu je jedním ze základních krok , který slouží k ur ení závislostí mezi skute nými velikostmi a odpovídajícími údaji, získanými na záznamu (Janura & Zahálka, 2004). P i kinematické analýze m žeme rozlišovat kalibraci kamery a kalibraci snímaného prostoru. Parametry, které souvisí s kalibrací kamery, m žeme rozd lit na vnit ní a vn jší. Transformace sou adnic je proces, ve kterém dochází k p evedení rovinných obrazových sou adnic do skute ných (reálných) prostorových sou adnic bodu (Janura & Zahálka, 2004). Pro výpo et 3D sou adnic m že být využita p ímá lineární transformace (Robertson, Caldwell, Hamill, Kamen & Whittlesey, 2004). Podstatou kalibrace prostoru je nasnímání souboru kalibra ních bod ze všech kamer. P i 3D analýze je soubor kalibra ních bod
umíst n do známé pozice v prostoru,
asto
do po átku globální soustavy sou adnic (Janura & Zahálka, 2004). Skute né vzdálenosti t chto bod
jsou známy. Vztah mezi t mito známými 3D pozicemi zna ek a jejich 2D
projekcemi do snímk z r zných kamer je dopo ítán. Když se zkoumaný subjekt pohybuje p ed kamerami ve zkalibrovaném prostoru, tento postup se „obrátí“ a z 2D pozic bod
27
na snímku každé z kamer jsou vypo ítány 3D pozice bod
subjektu v reálném prostoru
laborato e. Jak už bylo e eno, je pot ebné, aby každá ze zna ek byla viditelná alespo ze dvou kamer. Pokud je zna ka v n kterém okamžiku vid t pouze z jedné kamery, její t ídimenzionální pozici nelze vypo ítat, avšak je možné její polohu odhadnout využitím dat z d ív jších a pozd jších snímk (Whittle, 1997). Úprava vyhodnocených dat a odvození úhlových charakteristik P i digitalizaci pozic zna ek je nemožné dosáhnou dokonalé p esnosti (Kirtley, 2006). Malé odchylky v sou adnicích vedou k tzv. digitaliza nímu šumu v m ení. Abychom tento šum odstranili a z stala nám data co nejvíce se blížící skute ným reálným polohám bod , provádíme vyhlazení dat nebo filtrování dat. Mezi základní postupy pro vyhlazení hrubých dat pat í polynomická regrese (využití polynom ) a interpolace s využitím splajn . V sou asné dob
je použití polynom
pro vyhlazení hrubých hodnot pom rn ojedin lé (Janura & Zahálka, 2004). Šum m žeme také redukovat filtrováním signálu tak, že signál s nízkou frekvencí (trajektorie bod ) ponecháme a vysokofrekven ní signály (šum) blokujeme (Kirtley, 2006). Výb r hrani ní frekvence není náhodný. Záleží na povaze m ených dat. Pokud by byla frekvence p íliš nízká, data by byla „p ehlazená“. Jinými slovy by došlo k odfiltrování i signálu, který souvisí s analyzovaným pohybem. U p íliš vysoké mezní frekvence by v signálu z stal šum. Kirtley (2006) uvádí pro ch zi jako optimální hrani ní frekvenci filtrování šestinásobek frekvence dvojkroku. Tedy p i rychlosti 120 krok
za minutu
(60 dvojkrok ) je frekvence ch ze 1 Hz a hrani ní frekvence pro filtrování by m la být 6 Hz. K ur ení vzájemné orientace dvou sou adných systém nebo úhl v kloubech m že být využito n kolik r zných metod. Úhel segmentu reprezentuje orientaci daného segmentu v globálním sou adném systému laborato e (Robertson, Caldwell, Hamill, Kamen & Whittlesey, 2004). Z klinických d vod
je hodnota vypo ítaného úhlu transformována
podle pravidel založených na anatomické poloze kloubu (Kirtley, 2006).
2.3.2 Dynamická analýza ch ze Dynamická analýza se zabývá m ením sil a veli in z t chto sil odvozených (tlak). P i dynamické analýze ch ze nej ast ji m íme reak ní sílu podložky (FREA) na silových plošinách (dynamografie) a rozložení a velikost tlaku na kontaktu chodidla s podložkou. V oblasti protetiky je žádoucí také analýza tlak na rozhraní pahýlu a l žka. 28
Silová plošina umož uje m ení celkové síly, kterou p sobí chodidlo na podložku, avšak neukazuje velikosti této síly v r zných ástech chodidla (Whittle, 1997). Silová plošina má obvykle ty i podstavce umíst né blízko roh plošiny. V každém z roh plošiny je zpravidla umíst n jeden t íosý sníma síly. V sou asné dob jsou v komer n dostupných silových plošinách využívány dva typy senzor : tenzometrické a piezoelektrické (Robertson, Caldwell, Hamill, Kamen & Whittlesey, 2004). Dynamografie Reak ní síla podložky Výstupním parametrem z m ení na silových plošinách je vektor reak ní síly podložky. Tento vektor m že být popsán devíti veli inami. T i vzájemn kolmé složky silového vektoru jsou ozna eny jako Fx, Fy, Fz, t i prostorové sou adnice x, y, z popisují p sobišt silového vektoru reak ní síly podložky (centre of pressure – COP) vzhledem k po átku vztažné soustavy plošiny a dalšími t emi veli inami jsou vzájemn kolmé momenty síly Mx, My, Mz, které jsou ur eny vzhledem k po átku soustavy. Z t chto devíti parametr se zajímáme zejména o šest veli in (Robertson, Caldwell, Hamill, Kamen & Whittlesey, 2004; Whittle, 1997): -
t i složky vektoru reak ní síly,
-
sou adnice x a y p sobišt vektoru reak ní síly,
-
moment síly vzhledem k vertikální ose.
Moment síly a výkon Z vektoru reak ní síly, kinematických a antropometrických parametr m žeme odvodit moment síly produkovaný v kloubu, mechanický výkon sval
a zm ny energie z n ho
vyplývající a mechanickou práci. Vektor reak ní síly má tendenci zp sobovat rotaci v kloubech dolní kon etiny, která musí být kontrolována vazy nebo svaly. Tato tendence zp sobovat rotaci se nazývá moment síly (Chao & Cahalan, 1990). Sm r vektoru reak ní síly v n kterých okamžicích krokového cyklu je znázorn n na obrázku 1. Pro sm r otá ivého ú inku momentu síly v kloubu v sagitální rovin je rozhodující, jestli vektor prochází p ed nebo za daným kloubem. Vn jší pohyby okolo kloubu jsou výsledkem reak ní síly podložky. Vnit ní moment, který vyrovnává p sobení reak ní síly je výsledkem svalové akce (Gage, 1991). M žeme tedy díky moment m usuzovat na probíhající svalovou innost.
29
Obrázek 1 Vektor reak ní síly podložky a vn jší momenty síly v kloubech dolní kon etiny ve vybraných okamžicích krokového cyklu (upraveno podle Levangie & Norkin, 2001)
Množství energie p i pohybu (výkon) m žeme vypo ítat vynásobením velikosti svalové síly F a rychlosti zkrácení svalu v (Kirtley, 2006). U rota ních pohyb výkon vypo ítáme vynásobením momentu síly M a úhlové rychlosti w. Z jeho hodnot m žeme usuzovat, zda dochází k absorpci nebo tvorb energie. Kladná hodnota znamená tvorbu energie, záporná její absorpci. B hem koncentrické kontrakce sval energii vytvá í, zatímco p i excentrické ji absorbuje. M ení tlaku na kontaktu chodidla s podložkou M ení tlaku pod chodidlem je metoda analýzy ch ze, která m že mít specifický význam u osob, u kterých m že být zvýšený tlak v n kterých ástech chodidla rizikový (Whittle, 1997). Plantární tlaky m žeme m it p i stoji, ch zi i b hu. Senzory pro m ení tlaku jsou v tšinou vodivostní nebo kapacitní (Robertson, Caldwell, Hamill, Kamen & Whittlesey, 2004). Princip m ení je založen na tom, že m ící za ízení se skládá z vícevrstevných materiál , které jsou sou ástí elektrického obvodu. Kapacitní senzory 30
se skládají ze dvou elektricky vodivých plát
odd lených tenkou vrstvou nevodivého
dielektrického materiálu, zatímco u vodivostních senzor jsou dva vodivé pláty odd leny vodivým materiálem, který má však jiné elektrické vlastnosti než vn jší vrstvy a zp sobuje elektrický odpor. P i p sobení síly na senzor se zmenší vzdálenost mezi vn jšími vodivými pláty a je stla ena vnit ní vrstva, ímž se m ní velikost m eného elektrického náboje (charge) mezi vn jšími vrstvami (kapacitní senzor) nebo se zm ní velikost elektrického odporu (vodivostní senzor). N které systémy využívají také jednotlivé piezokeramické senzory (Robertson, Caldwell, Hamill, Kamen & Whittlesey, 2004). Za ízení na m ení tlaku jsou nej ast ji konstruována jako tlakové plošiny a tlakové stélky (Kirtley, 2006). V sou asné dob jsou dostupné také pružné m ící pásky, které mohou být využity nap . pro m ení tlaku uvnit l žka protézy. Výhoda m ících za ízení pro m ení tlaku je v tom, že umož ují na rozdíl od silových plošin zkoumat r zné oblasti chodidla odd len . Velikost nam eného tlaku m že být zobrazena n kolika zp soby. Je možné spojit místa se stejnou velikostí tlaku
árou (izobara) nebo odlišit velikost tlak
barevn . Základním
výstupem p i analyzování dat z tlakových plošin je závislost velikosti tlaku v daných oblastech na ase. M ení tlaku v l žku protézy Rozložení tlak na rozhraní pahýlu a protetického l žka je rozhodující p i konstrukci l žka a jeho p izp sobování (Mak, Zhang & Boone, 2001). M ení velikosti tlak na rozhraní pahýlu a l žka m že poskytnout hodnotnou informaci v procesu výroby, stavby a modifikace l žka (Polliack, Craig, Sieh, Landsberger & Mcneal, 2002). M ení tlaku na sty ných plochách by m lo umožnit sledování povrchových (kolmých na povrch) a smykových tlak , aniž by došlo k výrazné zm n p vodních podmínek v l žku. Pro tlaková m ení v l žku byla vyvinuta celá ada sníma . Podle jejich principu mohou být klasifikovány na (Mak, Zhang & Boone, 2001): -
sníma e pln né tekutinou,
-
pneumatické (vzduchové) sníma e,
-
tenzometry m ící vychýlení membrány,
-
tenzometry s nosníkem,
-
plošné obvodové pláty sníma .
31
Systémy komer n
navrhnuté pro m ení tlak
v l žku jsou nap .: Rincoe Socket
Measurement system, Tekscan F-Socket Pressure Measurement system nebo Novel Pliance 16P system (Mak, Zhang & Boone, 2001). Klinické hodnocení validity prvních dvou výše jmenovaných systém provedli Polliack et al. (2002). Systém F-Socket se podle t chto autor vyzna oval v tší p esností. Oba systémy jsou adekvátní p i ur ování oblastí vysokého tlaku na rozhraní l žka a pahýlu pro klinické ú ely, avšak m ly by být využívány s obez etností.
32
2.4 Ch ze a krokový cyklus u zdravé populace 2.4.1 Ch ze Lidská ch ze je jedním z nejt žších pohybových úkol , který se u íme, avšak po jejím zvládnutí, se stává tém
podv domou
inností (Olsson, 1990). Je základní pohybovou
aktivitou a jako taková je asto p edm tem zkoumání. Normální lidská ch ze a b h m že být definována jako zp sob lokomoce zahrnující užívání obou kon etin st ídav k provád ní opory a propulze (Whittle, 1997). Kirtley (2006) definuje ch zi jako metodu lokomoce charakterizovanou fázemi zat žování a nezat žování kon etin. Smidt (1990) považuje ch zi za zp sob pohybu t la z místa na místo, st ídavými a opakujícími se zm nami poloh dolních kon etin s podmínkou, že nejmén jedna kon etina je v kontaktu s podložkou. Svaly vytvá í aktivní sílu pot ebnou k zahájení pohybu, zrychlení a zpomalení rychlosti pohybu kon etiny. Hmotnost segment
kon etiny ovliv uje tíhovou a setrva nou sílu.
P sobení t chto sil vyvolává reak ní síly. Nejvýznamn jší je reak ní síla podložky ve stojné fázi krokového cyklu (Perry, 2004b). P estože je vzorec ch ze pro každého
lov ka unikátní stejn
jako jeho osobnost
(Chao & Cahalan, 1990), m la by spl ovat n která základní kritéria. Saunders, Inman a Eberhart (1953) považovali za hlavní úkol ch ze pohyb t žišt
prostorem takovým
zp sobem, který vyžaduje co nejmenší energetický výdej. Identifikovali šest prom nných, které ovlivní energetický výdej: -
rotace pánve,
-
náklon pánve,
-
flexe v kolenním kloubu ve stojné fázi,
-
sou innost chodidla, hlezenního a kolenního kloubu,
-
laterální posun pánve.
Redcliffe (1962) krom
výše zmín ných dopl uje také flexi v ky elním kloubu.
Rozhodujícími funkcemi dolních kon etin ve stojné fázi jsou nesení hmotnosti t la, udržování vzp ímeného postavení, pohyb t la dop edu a posunutí kon etiny dop edu p i každém následném kroku (Sanderson & Martin, 1997). Gage (1991) uvádí, že ch ze normální populace má p t hlavních rys , které jsou u patologické ch ze nej ast ji narušeny: -
stabilita ve stojné fázi,
-
dostate ná výška chodidla nad podložkou,
-
vhodné nastavení chodidla ve švihové fázi, 33
-
adekvátní délka kroku,
-
uchování energie.
Každý z t chto rys
je p i ch zi velmi d ležitý. P i nedostate né stabilit m že dojít
k pádu, nedostate ná výška chodidla nad podložkou m že mít za následek zakopnutí. Ve švihové fázi by m lo chodidlo fungovat tak, aby nedocházelo k zakopávání a zárove , aby byla kon etina na konci této fáze optimáln p ipravena na další po áte ní kontakt. Adekvátní délka kroku umož uje adekvátní rychlost ch ze a ovliv uje spot ebu energie. K uchování energie využíváme t i mechanismy (Gage, 1991): -
minimalizace výchylek t žišt ,
-
kontrola exten ního momentu v kolenním kloubu v druhé polovin stojné fáze,
-
aktivní nebo pasivní p enos energie mezi segmenty.
O vztahu minimalizace výdeje energie p i ch zi a pohybu t žišt se zmi ují také další auto i. Thompson (1999) uvádí, že k ch zi s minimálním výdejem energie je pot eba minimalizovat zm ny okamžité rychlosti a vertikální a laterální posun t žišt . Menard a Murray (1989) se zmi ují o tom, že p i optimálním provád ní ch ze by odchylky pohybu t žišt od stejnom rného pr b hu (sinusoida) m ly být minimalizovány. Provedení ch ze je ovlivn no její rychlostí. Musíme mít na v domí, že tém
všechny
parametry ch ze se m ní s rychlostí, tedy získaná informace je užite ná pouze tehdy, pokud ji uvažujeme ve vztahu k rychlosti ch ze (Olsson, 1990). Miff, Childress, Gard, Meier a Hansen (2005) poukazují, že rychlost je p i zkoumání ch ze d ležitým faktorem, který ovliv uje velikost v tšiny parametr , avšak nemá vliv na charakter pr b hu jejich závislostí na ase b hem krokového cyklu. K tomu, aby zkoumané osoby m ly stejnou frekvenci ch ze, sice m žeme použít metronom, avšak jeho využití ke kontrole frekvence kroku ukázalo, že m ené osoby mají tendenci zkracovat dvojkrok, aby se p izp sobili rychlejší frekvenci (Olsson, 1990). Navíc metronomy by nem ly být využívány u osob s asymetrií asových parametr krokového cyklu. Ch ze lov ka je umožn na inností sval . Svalovou aktivitu m žeme m it pomocí elektromyografie. Vzhledem k tomu, že tato práce se nezabývá svalovou aktivitou, nepopisujeme zde innost jednotlivých sval
p i ch zi. P ehled svalové aktivity b hem
jednoho krokového cyklu uvádí nap íklad Trew (1997), Rose a Gamble (1994) nebo Gage (1991).
34
2.4.2 Krokový cyklus Ch ze lov ka je opakující se cyklický pohyb. Popis ch ze se v tšinou vztahuje k jednomu krokovému cyklu neboli dvojkroku, který obsahuje jeden krok každé kon etiny. Krokový cyklus je základní jednotkou ch ze. P edpokládá se, že následující cykly jsou stejné. Dle Whittla (1997) je krokový cyklus definován jako interval mezi dv mi stejn se opakujícími jevy b hem ch ze. Za za átek krokového cyklu je považován po áte ní kontakt jedné z kon etin s podložkou, konec jednoho krokového cyklu nastává p i op tovném po áte ním kontaktu s podložkou u té samé kon etiny. Velmi asto se setkáváme s vyjád ením parametr ch ze v % krokového cyklu, kdy 0 % p edstavuje první po áte ní kontakt a 100 % následující po áte ní kontakt. Místo termínu po áte ní kontakt byl d íve používán termín úder paty nebo kontakt paty. Toto vyjád ení m že být nep esné, protože u n kterých osob, zvlášt p i patologické ch zi, nemusí být první kontakt s podložkou proveden patou, ale i jinou ástí chodidla, nap íklad p ednožím. D lení krokového cyklu Krokový cyklus každé kon etiny m žeme d lit na dv základní fáze: -
stojná fáze (oporová) – chodidlo je v kontaktu s podložkou,
-
švihová fáze (bezoporová) – chodidlo není v kontaktu s podložkou.
Rozlišujeme fázi jednooporovou, kdy je v kontaktu s podložkou pouze jedna kon etina a fázi dvouoporovou. Jednooporová fáze na levé kon etin trvá stejnou dobu jako švihová fáze na kon etin pravé. Jde o stejné asové období, ale zam ujeme se na r znou kon etinu. Stojná fáze zaujímá u zdravé populace p ibližn 60 % krokového cyklu, zbývajících 40 % je tvo eno fází švihovou. Každá perioda dvojí opory pak zaujímá kolem 10 % (Gage, 1991; Thompson, 1999; Seymour, 2002; Whittle, 1997). Jiní auto i uvádí trvání stojné fáze 62 % a švihové 38 % (Perry, 2004b). Každá perioda dvouoporové fáze pak trvá 12 % krokového cyklu. P i pomalejší ch zi se trvání stojné fáze prodlužuje a trvání švihové zkracuje, p i rychlé ch zi je tomu naopak. P i závodní ch zi se doba dvouporové fáze blíží nule (Smidt, 1990). S provedením ch ze souvisí ur ité funk ní úkoly, které musí jedinec zvládnout. B hem každého dvojkroku musí být spln ny t i hlavní úkoly (Perry, 2004b): -
p enesení hmotnosti,
-
p ekonání fáze, kdy je v kontaktu s podložkou pouze jedna kon etina,
-
posun dolní kon etiny vp ed.
Krokový cyklus v daném dvojkroku se d lí na fáze (Perry, 2004b; Rose & Gamble, 1994): 35
Stojná fáze -
po áte ní kontakt (initial contact, 0 %),
-
stádium zat žování (loading response, 0-10 %),
-
mezistoj (mid-stance, 10-30 %),
-
koncový stoj (terminal stance, 30-50 %),
-
p edšvih (preswing, 50-60 %).
Švihová fáze -
po áte ní švih (initial swing, 60-73 %),
-
mezišvih (mid-swing, 73-87 %),
-
koncový švih (terminal swing, 87-100 %).
N kte í auto i uvádí jiná d lení. Jejich znalost je d ležitá proto, abychom mohli porovnávat sd lení od r zných autor , kde se asto popisují d je probíhající v pr b hu krokového cyklu v rámci jeho jednotlivých fází. Hoppenfeld (1976) a Trew (1997) uvád jí následující d lení: Stojná fáze -
úder paty (heel strike),
-
celé chodidlo na podložce (foot flat),
-
mezistoj (mid-stance),
-
odraz (push-off).
Švihová fáze -
zrychlení (acceleration),
-
mezišvih (mid-swing),
-
zpomalení (deceleration).
Tato terminologie m že být nevhodná pro popis n kterých druh
patologické ch ze.
Termíny „heel strike“ a „foot flat“ mohou popisovat normální funkci dolních kon etin, avšak jsou siln neadekvátní v popisu b žného klinického obrazu stojné fáze nap . ekvinózní nohy (Ayyappa, 1997). M žeme se setkat také s d lením krokového cyklu na (Macfarlane, Nielsen, Shurr & Meier, 1991): -
asná stojná fáze (early stance),
-
pozdní stojná fáze (late stance),
-
asná švihová fáze (early swing),
-
pozdní švihová fáze (late swing).
Stojná a švihová fáze se na asnou a pozdní d lí v okamžiku, kdy se kon etiny míjí. 36
Fáze krokového cyklu souvisí s pln ním pohybových úkol . P enesení hmotnosti se d je v pr b hu stádia zat žování. Ve zbytku stojné fáze, tedy b hem mezistoje, koncového stoje a p edšvihu nastává jednooporová fáze. V pr b hu švihové fáze probíhá posouvání kon etiny vp ed. Jak už bylo e eno výše, první z uvedených rozd lení krokového cyklu je používáno nej ast ji a p ikláníme se k n mu také pro jeho všestranné použití. Jednotlivé fáze krokového cyklu Po áte ní kontakt Po áte ní kontakt není ani tak fází jako okamžikem, kdy za íná krokový cyklus. Je jednozna n
identifikovatelný, protože se jedná o okamžik, kdy se chodidlo sledované
kon etiny dotkne podložky. Stádium zat žování Stádium zat žování koresponduje s dvouporovou fází mezi po áte ním kontaktem a odrazem palce na kontralaterální kon etin (Whittle, 1997, Gage, 1991). B hem této fáze je chodidlo pokládáno na podložku plantární flexí v hlezenním kloubu. Reak ní síla podložky se rychle zvyšuje a její vektor sm uje nahoru a dozadu (Whittle, 1997). T žišt t la je v této fázi stejn jako v p edšvihu nejníže. Jedná se o periodu zpomalení, kdy je absorbován ráz p i dopadu (Gage, 1991). Aktivní je mechanismus zhoupnutí paty (heel rocker) (Gage, 1991). Tento mechanismus usnad uje dv funkce: zachování postupu vp ed a absorpci ráz (Perry, 2004b). Seymour (2002) uvádí jako jeden z cíl této fáze krokového cyklu zajišt ní stability. Kontakt paty zahajuje také subtalární everzi jako další odezvu absorpce ráz . Chodidlo a bérec plynule p echázejí p es patu až do okamžiku, kdy je chodidlo v plném kontaktu s podložkou (je dosaženo stabilní polohy). Energie chodidla je p enesena na bérec prost ednictvím pretibiálních sval . Tím se bérec pohybuje dop edu rychlostí až 180º.s-1 (Perry, 2004b). Mezistoj Termín mezistoj je n kdy používán k popisu okamžiku, kdy švihová kon etina míjí stojnou. Mezistoj jako fáze ( asová perioda) je první ástí jednooporové fáze, kdy je celé chodidlo v kontaktu s podložkou. Fáze kon í odrazem paty. V pr b hu mezistoje t žišt t la zpomaluje, protože se dostává na svou maximální výšku a p echází p es op rnou bázi (Gage, 1991). Reak ní síla podložky se dostává p ed hlezenní kloub, což má za následek vznik 37
dorziflek ního momentu. Proti n mu p sobí plantární flexory. St ed otá ení je v tomto p ípad v hlezenním kloubu. Tomuto mechanismu íkáme zhoupnutí v kotníku (ankle rocker) (Seymour, 2002). Jeho cílem je kontrola polohy reak ní síly podložky vzhledem ke kloub m dolní kon etiny (Gage, 1991). Koncový stoj Fáze koncového stoje za íná odrazem paty od podložky a kon í, když se kontralaterální kon etina dotkne podložky. V koncovém stoji se t žišt
již dostalo p ed op rnou bázi
a zrychluje a klesá dol sm rem ke švihové kon etin (Gage, 1991). V záv ru mezistoje aktivita plantárních flexor zastavuje dop edný pohyb bérce, což se projevuje v posunu st edu otá ení dop edu na hlavi ky metatarz . Tento mechanismus probíhá v koncovém stoji a v p edšvihu a nazývá se zhoupnutí p ednoží (forefoot rocker) (Seymour, 2002). P sobení plantárních flexor
p echází z excentrického na koncentrický
režim, ímž dochází ke zrychlení (Gage, 1991). P edšvih P edšvih je fáze náhlého odleh ení zatížené kon etiny rychlým p enosem t lesné hmotnosti na druhou kon etinu (Perry, 2004b). Za íná po áte ním kontaktem kontralaterální kon etiny a kon í odrazem palce. Je to druhá fáze dvojí opory v krokovém cyklu, dochází k p íprav na švihovou fázi (aktivizují se svaly, odleh uje se kon etina). Po áte ní švih Po áte ní švih za íná odrazem palce. Je to první fáze krokového cyklu, kdy kon etina není v kontaktu s podložkou. Po áte ní švih p echází v mezišvih v okamžiku, kdy švihová kon etina míjí stojnou kon etinu. V této fázi dosahuje flexe v kolenním kloubu maxima. Mezišvih P echod z mezišvihu do koncového švihu je dán okamžikem, kdy je bérec švihové kon etiny rovnob žný s vertikálou. Ky elní kloub je flektován. V kolenním kloubu dochází postupn k extenzi. Koncový švih Ve fázi koncového švihu se kon etina p ipravuje na zahájení stojné fáze v dalším krokovém cyklu. Kolenní kloub se dostává do maximální extenze. Cílem této fáze je zaujmout
38
optimální polohu pro následující po áte ní kontakt. Díky v tší flexi v ky elním kloubu m že docházet k prodlužování délky kroku.
2.4.3 asov prostorové parametry krokového cyklu asov prostorové charakteristiky jsou d ležité pro porozum ní pohybovému vzorci ch ze, jeho asymetriím (Miff, Childress, Gard, Meier & Hansen, 2005). Smidt (1990) považuje asové a délkové parametry za vhodné a skute n podstatné pro popis ch ze, a to jak v p ípad normální tak abnormální ch ze. Whittle (1997) uvádí tyto hlavní parametry ch ze: -
as krokového cyklu,
-
délka kroku,
-
rychlost ch ze.
V krokovém cyklu je t eba rozlišovat délku kroku (step) a délku dvojkroku (stride). Délka dvojkroku je vzdálenost mezi místem kontaktu paty na za átku a místem kontaktu paty na konci krokového cyklu. Délku kroku (obrázek 2) definuje Gage (1991) jako vzdálenost (ve sm ru pohybu) mezi dv ma chodidly zatímco délku dvojkroku jako vzdálenost, kterou urazíme b hem jednoho krokového cyklu a která reprezentuje sou ty délky kroku na pravé a levé kon etin . Délka dvojkroku se m že mírn lišit pokud m íme dvojkrok za ínající po áte ním kontaktem levé kon etiny nebo dvojkrok za ínající po áte ním kontaktem pravé kon etiny. Smidt (1990) nazna uje požadavek, že bychom m li délku kroku normalizovat délkou kon etiny a jako sm rodatný pak brát pom r délky kroku a délky kon etiny. Z asových parametr je nej ast jší posuzování trvání krokového cyklu (dvojkroku) nebo trvání kroku (na pravé nebo na levé kon etin ). Jejich velikost je nep ímo úm rná s frekvencí ch ze (f), která je definována jako po et krok
(dvojkrok ) za jednotku asu (u ch ze
nej ast ji za minutu). Pokud se frekvence zvýší na hodnotu kolem 180 krok za minutu, jedná se spíše o b h než o ch zi (Seymour, 2002). Z asových parametr nás obvykle zajímá také trvání stojné, švihové, jednooporové a dvouoporové fáze. Z délky a trvání krokového cyklu m žeme odvodit rychlost ch ze (v) tak, že vyd líme délku dvojkroku dobou trvání. P i analýze ch ze jsou m ené osoby asto instruovány, aby provád ly ch zi p irozenou rychlostí. M lo by se jednat o rychlost ch ze, kterou používají b žn p i každodenních aktivitách. N kte í auto i (Kirtley, 2006; Smidt, 1990) se v oblasti asov prostorových (nebo asov délkových) parametr
zabývají ješt
dalšími charakteristikami, jako jsou ší ka kroku
(obrázek 2) nebo úhel chodidla.
39
Obrázek 2 Délkové charakteristiky krokového cyklu
2.4.4 Pohyb v kloubech p i ch zi – úhlové parametry Z úhlových parametr jsou p i ch zi nej ast ji hodnoceny úhly v hlezenním, kolenním a ky elním kloubu, p ípadn poloha pánve. Je možné popisovat také pohyb trupu nebo paží. P estože klouby dolní kon etiny zpravidla umož ují pohyb ve více rovinách, vyšet ování ch ze se asto omezuje na sagitální rovinu, kde je rozsah pohybu nejv tší. Stru ný p ehled pohybu v hlezenním, kolenním a ky elním kloubu i v dalších rovinách uvádí nap . Chao a Cahalan (1990). Pro zobrazování úhlových veli in v grafech existuje úmluva, která je založena na anatomické poloze lov ka p i stoji (Kirtley, 2006). V této poloze jsou všechny segmenty v neutrálním postavení, tedy hodnota úhlových parametr je 0º. Hlezenní kloub (protetický kotník) V pr b hu krokového cyklu se hlezenní kloub dostává dvakrát do plantární a dvakrát do dorzální flexe. Primárním cílem pohybu v kotníku je pohyb t la vp ed (Perry, 2004b). Pr b h úhlových zm n v hlezenním kloubu v pr b hu krokového cyklu je znázorn n na obrázku 3. P i po áte ním kontaktu je hlezenní kloub v neutrálním postavení (bérec a chodidlo svírají úhel 90º). Zatížení paty má za d sledek plantární flexi, chodidlo se blíží k podložce, avšak dosažení plného kontaktu s podložkou je zpožd no za ínající dorzální flexí v hlezenním kloubu. Na konci stádia zat žování je hlezenní kloub op t v neutrálním postavení a bérec je rovnob žný s vertikálou.
40
Obrázek 3 Pr b h zm n úhlu v hlezenním kloubu u zdravé populace (upraveno podle Perry, 2004b)
Z neutrálního postavení na za átku jednooporové fáze dochází k výrazné dorzální flexi dosahující maxima kolem 10º. Pata i p ednoží jsou v této fázi v kontaktu s podložkou, což poskytuje stabilitu pro posunutí COP z patní ásti na p ednoží. Ve fázi p edšvihu hlezenní kloub reaguje na odleh ení kon etiny rychlou plantární flexí okolo 18º. Zatímco nastává tento pohyb, bérec a chodidlo se pohybují dop edu p es op rnou plochu, která je v kontaktu s podložkou (Perry, 2004b). Ve švihové fázi se hlezenní kloub z plantární flexe dostává postupn zp t do neutrálního postavení a tato poloha p etrvává až do konce krokového cyklu. Celkový rozsah pohybu v hlezenním kloubu se pohybuje mezi 10º dorzální flexe a 20º plantární flexe (Seymour, 2002). P i hodnocení pohybu v hlezenním kloubu se nej ast ji zam ujeme na maximum plantární flexe, které nastává ve stádiu zat žování, na maximum dorzální flexe v koncovém stoji b hem stla ení p ednoží a na maximum plantární flexe v záv ru stojné fáze. Kolenní kloub U kolenního kloubu se za neutrální považuje takové postavení segment dolní kon etiny, kdy bérec a stehno svírají úhel 180º. Je-li tento úhel menší, pak se jedná o flexi v kolenním kloubu. Na za átku krokového cyklu je kolenní kloub v mírné flexi (okolo 5º) (obrázek 4). B hem stádia zat žování tato flexe nar stá a na konci této fáze dosahuje maxima okolo 18º (Perry, 2004b). Tento pohyb má za cíl absorbovat rázy, ímž se snižuje nep íznivé rychlé zatížení kon etiny. Pohyb ale není možný bez kontroly kolenního kloubu. 41
Obrázek 4 Pr b h zm n úhlu v kolenním kloubu u zdravé populace (upraveno podle Perry, 2004b)
P i po áte ním kontaktu je p sobišt reak ní síly podložky na pat a vektor prochází blízko st edu kolenního kloubu. B hem stádia zat žování, kdy je absorbována t lesná hmotnost p i flexi kolenního kloubu, sm uje výsledná reak ní síla podložky za kolenní kloub a vytvá í vn jší flek ní moment. Na za átku jednooporové fáze se flexe kolenního kloubu snižuje. Nejvíce se plné extenzi (okolo 3º flexe) kon etina blíží mezi 36 % a 42 % krokového cyklu. Po té za íná v kolenním kloubu docházet op tovn k flexi (Perry, 2004b). V mezistoji a koncovém stoji reak ní síla podložky p sobí p ed kolenní kloub, ímž se vytvá í exten ní moment, který stabilizuje koleno (Gage, 1991). B hem švihové fáze dochází nejprve k flexi v kolenním kloubu. Díky této flexi se m že švihová kon etina posunout p ed t lo aniž by došlo k jejímu kontaktu s podložkou (zakopnutí). Pohyb kolenního kloubu je ve švihové fázi mnohem komplexn jší. P i ch zi p irozenou rychlostí jsou flexe a extenze kolenního kloubu zcela pasivní. Kon etina p sobí jako jednoduché kyvadlo. Maximální hodnota flexe v kolenním kloubu se pohybuje okolo 60º. Na konci po áte ního švihu za íná kolenní kloub provád t extenzi. Poloha segment bérce a stehna se blíží neutrálnímu postavení. Této hodnoty kon etina dosahuje v záv ru koncového stoje. Celkový rozsah flexe v kolenním kloubu se pohybuje od 0º do 60º. Maximální flexe nastává p i po áte ním švihu, maximální extenze obvykle p i po áte ním kontaktu, ale m že 42
nastat také p i koncovém stoji (Seymour, 2002). Chao a Cahalan (1990) uvádí rozsah pohybu 70 º. V kolenním kloubu hodnotíme nej ast ji maximum flexe ve stojné a maximum flexe ve švihové fázi krokového cyklu. Ky elní kloub Pr b h zm n v ky elním kloubu v sagitální rovin že posuzujeme úhel, který v sagitální rovin
je obvykle popisován tak,
svírá segment stehna a vertikální linie.
Za neutrální považujeme postavení, kdy je stehno rovnob žné s vertikálou (svírají úhel 0º). Kladné hodnoty signalizují flexi v ky elním kloubu, záporné extenzi. Zmi ujeme-li okamžik, kdy nastává maximální extenze v ky elním kloubu, máme tím na mysli situaci, kdy je hodnota sledovaného úhlu minimální. V po áte ním kontaktu je ky elní kloub ve výrazné flexi (okolo 30º) (Perry, 2004b). Gage (1991) uvádí pro tento parametr maximum 35º. Tato poloha je udržována až do konce stádia zat žování (obrázek 5). Vektor reak ní síly sm uje p ed ky elní kloub tak, že je kv li prevenci pádu vlivem flexe vyžadována aktivita ky elních extenzor (Gage, 1991). V záv ru stádia zat žování ky elní kloub za íná extendovat. Tato akce pokra uje v pr b hu mezistoje a koncového stoje. Maximální extenze je v ky elním kloubu v záv ru fáze koncového stoje, kdy má hodnotu kolem 15º (Perry, 2004b). Obrázek 5 Pr b h zm n úhlu v ky elním kloubu u zdravé populace (upraveno podle Perry, 2004b)
43
Ve fázi p edšvihu ky elní kloub za íná flektovat. D vodem je provedení vlastního kroku a posunutí kon etiny dop edu. Tato innost pokra uje b hem po áte ního švihu a mezišvihu, kdy se velikost flexe pohybuje okolo 35º. V koncovém stoji z stává ky elní kloub ve flexi okolo 30º až do po áte ního kontaktu dalšího krokového cyklu. Seymour (2002) uvádí celkový rozsah pohybu v ky elním kloubu od 10º extenze po 30º flexi. P i hodnocení pohybu v ky elním kloubu p i ch zi se nej ast ji zam ujeme na maximální flexi ve švihové fázi a maximální extenzi ve fázi stojné. Pohyb pánve P i ch zi je velmi d ležité sledovat pohyb pánve. Pro pot eby analýzy ch ze je pánev v tšinou definována pomocí t í bod , kterými jsou pravá a levá spina iliaca anterior superior a pátý bederní obratel. Pomocí t chto bod
m žeme hodnotit rotaci pánve v rovin
transverzální (pelvic rotation), náklon pánve v rovin sagitální (pelvic tilt) i úklon pánve v rovin frontální (pelvic obliquity). Strana pánve kon etiny, která je ve fázi po áte ního kontaktu, je v tomto okamžiku v transverzální rovin v maximální rotaci vp ed (okolo 5º) vzhledem ke st edu t la (Perry, 2004b). Pak se navrací zp t a v mezistoji je v neutrálním postavení (Gage, 1991). Pánev pak rotuje dozadu až do okamžiku po áte ního kontaktu druhé (kontralaterální) kon etiny, kdy je v maximální rotaci (op t okolo 5º) vzad. Rotaci pánve vp ed nazýváme vnit ní, rotaci vzad vn jší. Celkový rozsah rotace v transverzální rovin je okolo 8º až 10º (Gage, 1991). V okamžiku kontaktu paty je pánev ve frontální rovin tém
v neutrálním postavení.
B hem stádia zat žování se úklon pánve zvyšuje. Pak se pánev dostává do neutrálního postavení a t sn po odrazu palce dojde k maximálnímu úklonu na opa né stran t la (ky el na kontralaterální stran je výše). B hem švihové fáze se pánev op t dostává do neutrálního postavení. Zdravé osoby bez amputace mají v p irozené rychlosti ch ze obvykle 5° až 7° úklon pánve na každou stranu (Michaud, Gard & Childress, 2000). Rotace trupu a pohyb paží Rotaci pánve doprovází rotace trupu v opa ném sm ru. U osob, které mají problém s koordinací pohyb p i ch zi, pomáhá správný pohyb paží vytvá et správnou rotaci trupu a tedy efektivn jší vzorec ch ze (Chao & Cahalan, 1990).
44
Pohyb t žišt Znalost pozice t žišt je d ležitá pro posouzení efektivity pohybu (Trew & Everett, 1997). T žišt
lov ka p i stoji je umíst no v pánvi p ibližn ve výšce druhého k ížového obratle
nebo v 55 % výšky t la. B hem ch ze se t lo chová jako obrácené kyvadlo, t žišt klesá b hem každé dvouoporové fáze a stoupá p i jednooporové fázi (Kirtley, 2006). Pohyb t žišt p i ch zi v sagitální rovin je popisován hladkou pravidelnou sinusovou k ivkou. T žišt se b hem krokového cyklu dvakrát posouvá sm rem nahoru v 25 % a 75 % krokového cyklu. T žišt se posouvá také v transverzální rovin , maximální laterální posunutí t žišt
koresponduje s maximální vertikální výchylkou (Chao & Cahalan, 1990).
V anteroposteriorním sm ru dochází k relativnímu pohybu t žišt dop edu v okamžiku, kdy je švihová kon etina krátce po odrazu palce a k relativnímu pohybu t žišt dozadu v po átku jednooporové fáze (Kirtley, 2006).
2.4.5 Reak ní síla podložky p i ch zi Vektor reak ní síly podložky p i ch zi rozkládáme do t í sm r : vertikálního, anterioposteriorního a mediolaterálního. Vertikální složka reak ní síly Vertikální složka reak ní síly má charakteristický dvouvrcholový tvar (obrázek 6). V maximech má hodnotu vyšší než je hodnota tíhové síly odpovídající t lesné hmotnosti lov ka. Každé stoupání nebo klesání velikosti síly nad nebo pod hodnotu odpovídající t lesné hmotnosti musí znamenat, že v tom okamžiku dochází ke zrychlení (Kirtley, 2006). Vertikální složka od okamžiku po áte ního kontaktu prudce stoupá a dosahuje maxima okolo 112 % t lesné hmotnosti v 25 % krokového cyklu (Chao & Cahalan, 1990). Sklon této k ivky ukazuje na rychlost p enesení zatížení na kon etinu. B hem fáze plného chodidla na podložce se velikost vertikální složky snižuje na 93 % t lesné hmotnosti, okolo okamžiku odlepení paty (v 80 % krokového cyklu) dosahuje znovu maxima okolo 110 až 115 % t lesné hmotnosti (Chao & Cahalan, 1990). Vertikální složka reak ní síly je ovlivn na rychlostí ch ze. Kirtley (2006) uvádí jako hlavní efekt rychlé ch ze zvýšení 1. maxima a snížení minima v mezistoji.
45
Obrázek 6 Pr b h vertikální složky reak ní síly (FREAV) ve stojné fázi
Anteroposteriorní složka (AP) reak ní síly Na za átku krokového cyklu po po áte ním kontaktu p sobí AP složka sm rem dozadu (k ivka má záporné hodnoty) (obrázek 7), ímž zpomaluje t lo v mezistoji. Po dosažení minima (maximální velikost síly sm rem dozadu) se velikost AP složky reak ní síly zvyšuje a p ibližuje se neutrální hodnot . Po dosažení maximální hodnoty síly sm rem dop edu (kladné hodnoty) dochází k rychlému poklesu síly k nulovým hodnotám, kdy chodidlo opouští podložku. Pomocí hodnot této složky reak ní síly podložky m žeme stojnou fázi rozd lit na dv
ásti: brzdící (síla p sobí sm rem dozadu, záporné hodnoty) a zrychlující (síla
p sobí vp ed, kladné hodnoty). Obrázek 7 Pr b h anteroposteriorní složky reak ní síly (FREAAP) ve stojné fázi
46
Mediolaterální složka (ML) reak ní síly Mediolaterální složka p sobí nejd íve krátce v mediálním sm ru, pak se orientace obrací a po v tšinu trvání stojné fáze má sm r laterální (obrázek 8). V záv ru stojné fáze má op t mediální orientaci. Tato složka bývá p i dynamických analýzách ch ze asto opomíjena, protože je více variabilní. Obrázek 8 Pr b h mediolaterální složky reak ní síly (FREAML) ve stojné fázi
P sobišt reak ní síly (centre of pressure – COP) P sobišt reak ní síly (COP) m ené silovou plošinou je vážený pr m r rozd lených COP pod dv ma chodidly, pokud jsou ob v kontaktu s podložkou nebo pod jedním chodidlem, které je v kontaktu (Winter, 2004). P sobišt reak ní síly je umíst no v rovin podložky. Vertikální sou adnice je tedy rovna nule. Prom nlivou hodnotu mají ale jeho dv sou adnice ve sm ru p edozadním a zejména pak ve sm ru mediolaterálním. Trajektorie COP nám signalizuje zm ny v p enášení zatížení z mediální na laterální stranu chodidla nebo z paty na špi ku. B hem normální ch ze se COP na po átku stojné fáze pohybuje na pat krátce sm rem mediálním. Po té se poloha COP m ní a dostává se na laterální stranu chodidla. Tato poloha je udržována po delší dobu. Je to d sledek toho, že p echázíme p es laterální stranu chodidla. Ve fázi koncového švihu a p edšvihu se COP navrací do mediální ásti chodidla do oblasti 1. a 2. metatarzu. V záv ru p echází p es palec, který je poslední v kontaktu s podložkou.
47
2.4.6 Rozložení tlak na kontaktu chodidla s podložkou Když popisujeme pohyb dolních kon etin pomocí reak ní síly, uvažujeme každou kon etinu jako celek (aplikujeme Newtonovy pohybové zákony). V n kterých p ípadech je pot ebné popisovat dynamické p sobení v r zných ástech chodidla samostatn . K t mto m ením je nutné využít tlakové plošiny. D ležité je zkoumání maximálních tlak v ur itých oblastech chodidla, které mohou signalizovat p etížení jednotlivých oblastí. Velikost maxim tlak se zvyšuje s rychlostí ch ze zejména na pat , prvním metatarzu, laterálním p ednoží a palci (Kirtley, 2006). Analýza asových aspekt odvalu nám p ináší detailní informace o dynamice odvalu.
48
2.5 Ch ze a krokový cyklus u osob s transtibiální amputací Kinematická a dynamická analýza krokového cyklu jsou metody, které nám umož ují u skupiny osob s amputací kvantitativn
vyjád it rozdíly v provedení krokového cyklu
vzhledem ke zdravé populaci. Dále také analyzovat odlišnou funkci zdravé a postižené kon etiny u osob s protézou a v neposlední ad posoudit vliv zvolené protetické pom cky a jejího nastavení na provedení ch ze. Ch ze s protézou vyžaduje po jejím uživateli, aby pohyb segment t la sladil s „neživým za ízením“ (protézou) (Edelstein, 1990). Z klinického pohledu slouží normální ch ze jako referen ní obraz p i ur ování odchylek ch ze, zp sobených nesprávným nastavením protézy (Peeraer & De Roy, 2002).
2.5.1 Kinematické a dynamické parametry ch ze u osob s transtibiální amputací Porovnání charakteristik krokového cyklu u osob s amputací se zdravou populací je d ležité provád t pro postiženou i nepostiženou kon etinu. Zkoumání velikosti zatížení zdravé kon etiny aktivních osob s amputací vzhledem ke zdravým lidem je nezbytné k identifikaci adaptací, které osoby s amputací provád jí, když kompenzují odlišnou funkci postižené kon etiny (Nolan & Lees, 2000). U osob s amputací dochází na rozdíl od zdravé populace k adapta ním pohybovým strategiím, které mají za cíl kompenzovat funk ní ztrátu plantárních flexor
a zm nu vlastností op rné kon etiny. To je p í inou toho, že osoby
s amputací používají r zné motorické strategie pro nepostiženou a postiženou kon etinu (Sanderson & Martin, 1997). Specifika ch ze osob s transtibiální amputací vzhledem k ch zi zdravé populace byly popisovány v ad studií u r zných skupin osob. Srovnání kinematických a dynamických parametr ch ze signalizuje adaptaci starších osob s amputací sm rem k bezpe n jší, více stabilní ch zi (Winter, Patla, Frank & Walt, 1990). Ch zi u starších pacient hodnotili také Lemaire, Fisher a Robertson (1993). Bateni a Olney (2002) porovnávali úhlové charakteristiky, momenty v kloubech a tvorbu a absorpci energie na postižené a nepostižené kon etin a srovnávali tato data se zdravou populací. Han, Chung a Shin (2003) provedli kinematickou analýzu s cílem zhodnotit parametry ch ze u osob s amputací dolní kon etiny p i ch zi s a bez bot a identifikovat rozdíly v parametrech ch ze na boso p i použití r zných protetických chodidel. Hill et al. (1997) analyzovali u osob s transtibiální amputací p ekonávání p ekážek. 49
Ch ze s amputací je asymetrická a liší se od ch ze zdravé populace (Bateni & Olney, 2002; Hurley, McKenney, Robinson, Zadravec & Pierrynowski, 1990; Marinakis, 2004; Nolan & Lees, 2000). D vodem asymetrické ch ze m že být ochrana pahýlu postižené kon etiny (Nolan et al., 2003). Tato asymetrie se zvyšuje s rychlostí ch ze (Nolan et al., 2003). Lokomo ní mechanismus je amputací dolní kon etiny zm n n, a tato zm na má tendenci se zvyšovat se stupn m amputace. D vod toho, pro osoby s amputací vynakládají více energie b hem ch ze a pro chodí pomaleji, souvisí se zm n nou dynamikou jejich lokomo ního mechanismu, který je následkem omezeného využití jejich protetické kon etiny (Michaud, Gard & Childress, 2000). Osoby s transtibiální i transfemorální amputací kompenzují prost ednictvím nepostižené kon etiny funk ní ztrátu jednoho nebo více kloub (Nolan & Lees, 2000): -
zvýšením rozsahu pohybu v hlezenním kloubu,
-
zvýšením exten ního momentu v kolenním kloubu a tvorby energie b hem fáze p enesení hmotnosti,
-
zvýšením exten ního momentu v kolenním kloubu a absorpce energie b hem fáze odrazu,
-
zvýšením exten ního momentu v ky elním kloubu a absorpce energie b hem fáze p enesení hmotnosti,
-
zvýšením flek ního momentu v ky elním kloubu a tvorby energie b hem fáze odrazu.
Z kinematického pohledu jsou p i ch zi osob s amputací nejz eteln jší rozdíly v kinematice hlezenního kloubu (ve velikosti úhlu a úhlové rychlosti) zejména v záv ru stojné a v po átku švihové fáze (Sanderson & Martin, 1997). Hlavní kinematické a dynamické rozdíly mezi ch zí zdravé populace a ch zí osob s amputací souvisí s dv mi fázemi krokového cyklu: za átek stojné fáze na postižené stran (postižená noha je prostorov p ed nepostiženou), za átek stojné fáze na nepostižené stran (nepostižená noha je prostorov p ed protetickou kon etinou) (Bateni & Olney, 2002). Krom ch ze byly srovnávány i jiné lokomo ní aktivity jako je b h. Silové charakteristiky p i b hu u skupiny d tí s transtibiální amputací a skupiny zdravých d tí analyzovali Engsberg, Lee, Tedford a Harder (1993) u sportovc Cugini, Bertetti, Bonacini a Zanetti (2006). V dalším textu se omezíme na hodnocení krokového cyklu u osob s transtibální amputací (transtibial amputee – TTA).
50
asov prostorové parametry ch ze u TTA asov prostorové charakteristiky jsou d ležité pro porozum ní pohybovému vzorci ch ze, jeho asymetriím a jejich vzájemnému vztahu s kinetickými parametry (Miff, Childress, Gard, Meier & Hansen, 2005). Délka dvojkroku je u osob s amputací menší než u zdravé populace (Powers, Rao & Perry, 1998). Délka kroku na protetické stran
je delší než na stran
zdravé (Isakov, Keren
& Benjuya, 2000). Trvání dvojkroku je podobné zdravé populaci (Bateni & Olney, 2002). Relativní délka trvání stojné a švihové fáze je na nepostižené kon etin amputovaného tém
identická se zdravou populací (Sanderson & Martin, 1997). Na protetické stran je as
stojné fáze kratší a švihové fáze delší než na nepostižené (Bateni & Olney, 2002; Isakov, Keren & Benjuya, 2000; Menard & Murray, 1989; Sanderson & Martin, 1997). Tento mechanismus potvrzuje tendenci osob s amputací spoléhat více na nepostiženou kon etinu (Nolan et al., 2003). Osoby s amputací mají delší trvání jednooporové fáze na nepostižené kon etin než je tomu u zdravé populace (na postižené je kratší) (Powers, Rao & Perry, 1998). Procentuální délka dvojí opory se od zdravé populace neliší (Bateni & Olney, 2002). as odlepení palce u kontralaterální kon etiny nastává významn pozd ji (Perry, Boyd, Rao & Mulroy, 1997). Osoby s amputací tráví mén
asu na postižené kon etin než na zdravé v záv ru stojné
fáze mezi úderem paty zdravé kon etiny a odrazem palce postižené kon etiny (Macfarlane, Nielsen, Shurr & Meier, 1991). D vodem je d ív jší kontakt paty zdravé kon etiny, který zkracuje
as jednooporové fáze postižené kon etiny. Fáze po áte ního švihu je delší
pro postiženou kon etinu. To nazna uje, že po úderu paty postižené kon etiny dochází rychleji k p enosu hmotnosti na nepostiženou kon etinu a k rychlejšímu odpoutání postižené kon etiny od podložky,
ímž se postižená kon etina déle dostává do st edního švihu
(Macfarlane, Nielsen, Shurr & Meier, 1991). Rychlost ch ze, kterou si osoby s amputací volí pokud nejsou nijak instruovány (p irozená rychlost), je menší než pr m rné hodnoty u zdravé populace (Perry, Boyd, Rao & Mulroy, 1997; Powers, Rao & Perry, 1998). P i zvýšení rychlosti ch ze dochází u obou dolních kon etin osob s amputací i bez amputace k prodloužení délky kroku, zvýšení maximálních hodnot reak ní síly a zvýšení velikosti kloubních moment (Sanderson & Martin, 1997). Rozdíl v provedení ch ze m žeme nalézt také u skupin s r znou p í innou amputace. Osoby, u kterých bylo p í innou amputace vaskulární onemocn ní, mají p i ch zi menší rychlost, frekvenci ch ze, délku dvojkroku, % délku jednooporové fáze než skupina, u které
51
došlo k amputaci z traumatických d vod . Hodnoty u obou skupin jsou nižší než u zdravých osob (Barth, Shumacher & Thomas, 1992). Pohyb v kloubech u TTA p i ch zi – úhlové parametry Hlezenní kloub (protetický kotník) Sanderson a Martin (1997) uvádí, že nejz eteln jší rozdíly mezi kon etinami jsou vid t v kinematice hlezenního kloubu, kde protetická kon etina má vzhledem k nepostižené kon etin i kon etinám zdravé populace odlišný pr b h hodnot úhlu a úhlové rychlosti v hlezenním kloubu zejména na za átku a konci stojné fáze. Na nepostižené kon etin je vzhledem ke zdravé populaci v tší rozsah úhlu v hlezenním kloubu (Nolan & Lees, 2000), což m že být p isuzováno tomu, že hlezenní kloub nepostižené kon etiny je více využíván díky limitovanému pohybu kotníku na protetické kon etin . Nejv tší rozdíl v pohybu kotníku nastává ve fázi konce stojné a po átku švihové fáze, kde je menší plantární flexe u kon etiny s protézou vzhledem k nepostižené kon etin i zdravé populaci (Sanderson & Martin, 1997). Kolenní kloub Maximum flexe na po átku stojné fáze je vzhledem ke zdravé populaci menší a nastává pozd ji (Powers, Rao & Perry, 1998). D vodem je, že protetické chodidlo neprodukuje kontrolovanou plantární flexi docílenou p irozen excentrickou kontrakcí dorzálních flexor (Edelstein, 1990). V prvních dvou t etinách stojné fáze má též stehno více vertikální orientaci, ímž je kolenní kloub na amputované kon etin ve v tší extenzi. Na nepostižené kon etin se objevují b hem za átku stojné fáze vyšší hodnoty flexe v koleni vzhledem ke zdravé populaci. D vodem m že být, že tímto mechanismem dochází k poskytnutí kompenza ní energetické výhody pro zvýšení spot eby energie v období mezi 15 % až 25 % krokového cyklu (Bateni & Olney, 2002). Ky elní kloub Maximální flexe v ky elním kloubu je v tší (okolo 10°) u postižené kon etiny než u zdravé populace (Bateni & Olney, 2002). Tato zvýšená flexe m že být p isuzována tendenci osob s amputací prodlužovat délku kroku na protetické stran
(Mizuno, Aoyama, Nakajima,
Kasahara & Takami, 1992). Zvýšená flexe v ky li m že být d sledkem mírného naklon ní postavy, protože uživatelé protéz jsou si mén jistí na postižené kon etin a snaží se p enést t žišt t la dop edu nad nepostiženou kon etinu (Bateni & Olney, 2002). 52
U osob s amputací dochází k menší extenzi ky elního kloubu na konci stojné fáze, což souvisí s nemožností provést plnou plantární flexi hlezenního kloubu a s d ív jším p enášením hmotnosti t la na zdravou kon etinu. Pohyb pánve Na odlišnosti pohybu pánve ve frontální rovin
p i ch zi u osob s transtibiální
a transfemorální amputací (transfemoral amputee – TFA) se zam ili Michaud, Gard a Childress (2000). Úklon pánve je u osob s amputací (TTA, TFA) odlišný od zdravé populace a je charakteristický snížením rozsahu pohybu. Nemožnost rotovat pánev ve frontální rovin , která se odráží ve zm n né k ivce úklonu pánve, m že redukovat schopnost absorpce ráz
lokomo ního mechanismu p i úderu paty a stádiu zat žování
(Michaud, Gard & Childress, 2000) Reak ní síla podložky u TTA Rozdíly v provedení ch ze jsou u reak ní síly a moment síly v kloubech dolní kon etiny více evidentní než u kinematických charakteristik (Sanderson & Martin, 1997). Pr b h vertikální a anteroposteriorní složky reak ní síly je znázorn n na obrázku 9. Obrázek 9 Vertikální (FREAV) a anteroposteriorní (FREAAP) složka reak ní síly b hem stojné fáze krokového cyklu u osob s amputací a zdravé populace (upraveno podle Sanderson & Martin, 1997)
Velikost prvního maxima vertikální složky reak ní síly se významn neliší pro postiženou a nepostiženou kon etinu ani pro kon etiny zdravé populace. Pohybuje se p ibližn od 104 % do 120-125 % t lesné hmotnosti subjektu (Sanderson & Martin, 1997). Naproti tomu Nolan
53
et al. (2003) nam ili u vysoce aktivních osob s transtibiální amputací na nepostižené kon etin hodnotu vyšší než na postižené i vzhledem ke zdravé populaci. Také celkový impuls vertikální složky síly je v tší na nepostižené kon etin , což signalizuje její v tší zatížení, které se navíc p i vyšší rychlosti nejvýrazn ji zvyšuje. Objevuje se tendence strm jšího nár stu vertikální složky na za átku stojné fáze u nepostižené kon etiny, na postižené kon etin dochází k nár stu vertikální složky do maxima zatížení pomaleji (Janura, Svoboda & Elfmark, 2005; Menard & Murray, 1989; Sanderson & Martin, 1997). Druhé maximum této složky je menší pro protetickou kon etinu (Janura, Svoboda & Elfmark, 2005; Sanderson & Martin, 1997). Tento rozdíl je p i vyšší rychlosti ješt výrazn jší. Minimální zm na druhého maxima vertikální složky spole n
s omezeným
nár stem akcelera ní ásti AP složky p i zvýšené rychlosti ukazuje, že osoby s amputací nejsou schopny efektivn
p izp sobit propulzní (hnací) sílu na protetické stran . To je
zp sobeno tím, že nejsou schopny ovlivnit plantární flek ní moment (Sanderson & Martin, 1997). Zatímco na nepostižené stran
je zatížení v tší v záv ru stojné fáze, kdy dochází
ke zvedání paty, na postižené je v tší zatížení p ed tímto okamžikem (Menard & Murray, 1989). Rozdíl mezi maximem a minimem v pr b hu vertikální složky reak ní síly je na postižené stran významn redukován (Mizuno, Aoyama, Nakajima, Kasahara & Takami, 1992), tedy dynami nost pohybu s významn jším st ídáním minima a maxima je v tší na zdravé kon etin (Janura, Svoboda & Elfmark, 2005). Maximální hodnoty AP složky reak ní síly jsou pro protetickou kon etinu menší než pro nepostiženou a menší než hodnoty u zdravé populace v brzdící i akcelera ní fázi (Janura, Svoboda & Elfmark, 2005; Menard & Murray, 1989; Sanderson & Martin, 1997). K podobným záv r m došli také Mizuno, Aoyama, Nakajima, Kasahara a Takami (1992), kte í uvádí, že hodnota sou tu maxim v decelera ní a akcelera ní fázi je na protetické stran redukována a na nepostižené stran je srovnatelná s kontrolní skupinou. V pr b hu brzdící fáze nastává maximum AP složky pozd ji, v akcelera ní fázi je velikost AP složky na postižené kon etin menší až do okamžiku p ed opušt ním podložky (Menard & Murray, 1989). Spolu s více vertikálním postavením protetické dolní kon etiny tyto hodnoty ukazují na to, že amputovaní p izp sobují jejich držení t la tak, aby redukovali zatížení této kon etiny (Sanderson & Martin, 1997). Rozdíly mezi maximálními hodnotami AP složky postižené kon etiny vzhledem k nepostižené kon etin a k hodnotám zdravé populace se zvyšují s rychlostí ch ze (Sanderson & Martin, 1997).
54
B hem prvních 10 % stojné fáze je na zdravé kon etin v tší hodnota mediolaterální složky reak ní síly. V dalším pr b hu stojné fáze krokového cyklu se objevují dv pozitivní maxima rozdílu mezi protetickou a zdravou kon etinou, tedy na protetické kon etin nabývá mediolaterální složka reak ní síly v tších hodnot (Menard & Murray, 1989). V k ivkách jednotlivých složek reak ní síly se mohou objevit ur ité nepravidelnosti. Tyto nepravidelnosti v k ivce anteroposteriorní složky reak ní síly se m ní s délkou pahýlu a dobou uplynulou od amputace (Mizuno, Aoyama, Nakajima, Kasahara & Takami, 1992). Delší pahýl a delší doba znamenají menší nepravidelnosti v k ivce. Rozložení tlak na kontaktu chodidla s podložkou u TTA Na rozdíl od studií, které se zabývají porovnáním r zných typ
chodidel z hlediska
kinematiky a dynamiky ch ze, je po et výstup v oblasti m ení tlak menší. P i m ení velikosti a rozložení tlak na kontaktu nohy s podložkou (bosá noha x podložka; noha x obuv) a zejména p i interpretaci nam ených dat je nezbytné p ihlížet k údaj m nam eným pomocí dynamometrie p ípadn kinematické analýzy. Mezi nepostiženou kon etinou u osob s amputací dolní kon etiny a kontrolní skupinou (bez subjektivních potíží) neexistují významné rozdíly v rozložení tlak p i ch zi a b hu (Van Gheluwe & Nelen, 1999). P i porovnávání polohy COP na nepostižené a postižené kon etin osob s amputací a na kon etin zdravých osob p i ch zi Schmid, Beltrami, Zambarbieri a Verni (2005) rozdíly nalezli. Delší doba kontaktu fáze dvojí opory a delší as p i kontaktu paty a st edonoží na protetické kon etin se projevily v asymetrii pohybu COP mezi zdravým a protetickým chodidlem. Ze studie Hayden, Evans, McPoil, Cornwall a Pipinich (2000) vyplývá, že u osob s amputací je oblastí s nejvyšším maximem tlaku uvnit boty, pata. V p ednoží je nejv tší maximum tlaku v mediální oblasti pak následuje oblast centrální a nakonec laterální. U tlakového impulsu je nejvyšší hodnota také na pat . Dále to jsou oblasti mediálního, centrálního a laterálního p ednoží. S rostoucí rychlostí je na protetické kon etin menší maximum zatížení, podobn jako rychlost zat žování (Van Gheluwe & Nelen, 1999).
2.5.2 Hodnocení symetrie ch ze u osob s transtibiální amputací Adaptace na funk ní ztrátu jednoho
i více kloub
p i jednostranné amputaci dolní
kon etiny je spojena s asymetrií. Centrální nervový systém osoby s amputací reaguje na vznik asymetrie vzniklé v d sledku amputace a kompenzuje ztrátu motorické funkce a zm n ných 55
antropometrických ukazatel postižené osoby (Winter & Sienko, 1988). Je d ležité vyšet it požadavky na zatížení zdravé kon etiny u aktivních osob s amputací vzhledem ke zdravé populaci, aby bylo možné identifikovat kompenza ní mechanismy, které osoby s amputací provád jí (Nolan & Lees, 2000). Hodnocením symetrie ch ze u osob s transtibiální amputací a u zdravých osob se zabývala ada autor
(Dingwell, Davis & Frazier, 1996; Winter
& Sienko, 1988). Tato hodnocení umož ují lépe porozum t úloze kontralaterální nepostižené kon etiny (Hurley, McKenney, Robinson, Zadravec & Pierrynowski, 1990). Posouzení symetrie zdravé a postižené kon etiny je podle autor Barth, Shumacher a Thomas (1992) nejlepší metoda pro hodnocení vlivu r zných protetických chodidel. Miff, Childress, Gard, Meier a Hansen (2005) porovnávali asové asymetrie u skupiny zdravých osob a u skupiny osob s transtibiální amputací p i zahájení a ukon ení ch ze. Nolan et al. (2003) zkoumali, jak se symetrie ch ze m ní s její rychlostí u skupin s transfemorální a transtibiální amputací a u zdravých osob. Symetrii dolních kon etin ve stádiu
asné
rehabilitace u dvou r zných protetických chodidel porovnával Marinakis (2004). Kombinace kinematických a kinetických výsledk nazna uje, že osoby s amputací zajiš ují oporovou funkci z eteln odlišnými pohybovými strategiemi na nepostižené a postižené kon etin (Sanderson & Martin, 1997). U n kterých autor se objevuje požadavek na symetrii ch ze, protože asymetrie m že vést k bolesti a degenerativním zm nám v kloubech (Nolan & Lees, 2000). Jestliže se stupe
symetrie sníží, je možné, že následkem m že být
nerovnováha v zat žování ky elních, kolenních a hlezenních kloub obou kon etin (Hurley, McKenney, Robinson, Zadravec & Pierrynowski, 1990). Asymetrie v d sledku ztráty kon etiny je sice nevyhnutelná, avšak redukce této asymetrie a následné v tší zatížení nepostižené kon etiny m že být žádoucí (Nolan & Lees, 2000). Také protetici se snaží protézu nastavit tak, aby bylo dosaženo symetrického vzorce ch ze. Pokouší se vyrovnat délku kroku, zlepšit balanci a zajistit stabilitu kolenního kloubu (Hurley, McKenney, Robinson, Zadravec & Pierrynowski, 1990). Naproti tomu je nutné dodat, že asymetrie krokového cyklu nemohou být vždy považovány za nežádoucí. Lidské t lo s hlavní strukturální asymetrií v nervosvalovém a kosterním systému (jedna kon etina amputovaná) nem že fungovat optimáln , pokud je ch ze symetrická (Winter & Sienko, 1988). V tomto p ípad by m lo být cílem nesymetrické provedení ch ze bez omezování pohybu zbytku t la a mechaniky protézy. U osob s amputací m že být asymetrická ch ze prost edkem, který chrání pahýl postižené kon etiny. Asymetrie n kterých parametr spolu souvisí, jiné spolu žádný vztah mít nemusí a obecn je k sob vztahovat nelze. Osoby s transtibiální amputací mohou ve skute nosti zm nit jejich 56
krokový cyklus tak, že sníží jednu asymetrii zvýšením jiných asymetrií. Je nutné v novat více úsilí identifikaci t ch parametr , pro které je dosažení symetrického vzorce ch ze nejvíce výhodné (Dingwell, Davis & Frazier, 1996). Asymetrie asových parametr krokového cyklu, jako d sledek úpravy ch ze po amputaci, se objevuje také u osob s transfemorální amputací. Nolan et al. (2003) nalezli u skupiny osob s transfemorální amputací výrazn v tší asymetrie v asových parametrech než u skupiny s amputací transtibiální. Kvantifikování asymetrií ve vzorcích ch ze u osob s amputací, které se vážou k normální populaci, je první krok k tomu, abychom zkusili definovat, jaký stupe
asymetrie je
akceptovatelný nebo žádoucí u vzorc ch ze pacient p i rehabilita ním procesu (Dingwell, Davis & Frazier, 1996). Lze íci, že zkoumání asymetrie je vhodné pro vyšet ování ch ze u osob s amputací, zejména p i stanovení možných tendencí k budoucí bolesti a degeneraci kloub (Nolan et al., 2003).
2.5.3 Vliv typu protetického chodidla na provedení krokového cyklu P i popisu ch ze u osob s amputací je d raz kladen na konstrukci, nastavení a vhodnost protézy (Edelstein, 1990). S optimálním protetickým chodidlem mohou osoby s amputací chodit rychleji a dosáhnout rovnom rné délky kroku na obou kon etinách (Mizuno, Aoyama, Nakajima, Kasahara & Takami, 1992). V této oblasti je zajímavá studie, kterou prezentovali Barth, Shumacher a Thomas (1992), kte í provedli kinematickou a dynamickou analýzu u 6 osob (u 3 byla d vodem amputace vaskulární onemocn ní u 3 úraz) s 6 typy protetických chodidel. Pokusili se p inést ur itá doporu ení, pro které uživatele jsou zkoumané typy chodidel vhodné. Nap . chodidlo SACH m že být díky limitované dorzální flexi využito pokud osoba s amputací vyžaduje maximální stabilitu v záv ru stojné fáze nebo pro uživatele s nižším stupn m aktivity vyžadující menší dorzální flexi v hlezenním kloubu nebo chodidlo Flex-Walk je vhodné pro uživatele s vysokým stupn m aktivity. Velké množství studií porovnává dva nebo t i typy chodidel. Zejména klasické chodidlo (SACH) s n kterým dynamickým chodidlem. Han, Chung a Shin (2003) provedli kinematickou analýzu s cílem zhodnotit parametry ch ze u osob s amputací dolní kon etiny p i ch zi s a bez bot a identifikovat rozdíly v parametrech ch ze na boso p i použití r zných protetických chodidel. Perry, Boyd, Rao a Mulroy (1997) se zam ili na stádium zat žování krokového cyklu p i použití jednoosého chodidla, chodidla Seattle Lite a chodidla Flex Foot. Menard a Murray (1989) provedli subjektivní a objektivní analýzu r zných pohybových inností a porovnávali klasické chodidlo a chodidlo s dynamickou odezvou. Menard, 57
McBride, Sanderson a Murray (1992) porovnávali mezi sebou dva typy dynamických chodidel Flex Foot a Seattle foot. Rozdíly v kinematických a dynamických parametrech ch ze s chodidly SACH a Flex Foot u d tí analyzovali Schneider, Hart, Zernicke, Setoguchi a Oppenheim (1993). Dynamický typ chodidla s dynamickou odezvou a víceosé chodidlo u adolescent s vrozeným defektem dolní kon etiny hodnotili Thomas et al. (2000). P i použití dynamického chodidla se ukazuje, p i srovnání s klasickým (SACH), zlepšené biomechanické provedení (Schmalz, Blumentritt & Jarasch, 2002). Biomechanické zm ny se nemusí významn projevit v metabolických parametrech. Abnormality v ch zi se objevují s chodidlem SACH i p i ch zi na boso. Dochází k hyperextenzi v kolenním kloubu a ke ztrát plantární flexe na za átku stojné fáze (Han, Chung & Shin, 2003). N kte í auto i se snaží z množství charakteristik vybrat ty, které by byly pro výb r chodidla nejpodstatn jší. Mizuno, Aoyama, Nakajima, Kasahara a Takami (1992) využili p i srovnávání r zných protetických chodidel p t parametr , které shledali jako efektivní p i ch zi normálních subjekt i ch zi osob s amputací. Byly to tyto: -
podíl délky kroku (podíl délky kroku na levé (zdravé) a délky kroku na pravé (protetické) kon etin ),
-
podíl rychlosti ch ze (podíl rychlosti ch ze na levé (zdravé) a rychlosti ch ze na pravé (protetické) kon etin ),
-
velikost lokálního minima vertikální složky reak ní síly v pr b hu st edního stoje krokového cyklu (je indikátorem plynulosti ch ze),
-
efektivita brzd ní a zrychlení (sou et maximálních hodnot p edozadní složky reak ní síly v brzdící a akcelera ní fázi),
-
kolísání v hodnotách anteroposteriorní složky reak ní síly protetické kon etiny.
Krom
analyzování t chto parametr
provedli také subjektivní hodnocení pacient
u každého typu protézy a pomocí hodnotící stupnice ur ili stupe aktivity jedince. Cortes, Viosca, Hoyos, Prat, a Sanchez-Lacuesta (1997) analyzovali 18
asových,
kinematických a dynamických parametr . Provedli kovarian ní analýzu a ta ukázala, že faktory, které nejvíce ovliv ují ch zi, jsou (po adí podle d ležitosti): rychlost ch ze, kon etina (zdravá, postižená), interindividuální variabilita a nakonec typ chodidla. P i porovnání 4 typ
protetických chodidel zjistili, že v oblasti dynamiky se podobn
projevují chodidlo SACH s dynamickým chodidlem na jedné stran a jednoosé chodidlo a víceosé chodidlo (Greissinger) na stran
druhé, což podporuje klasifikaci chodidel
na chodidla s kloubem a bez kloubu.
58
Vliv typu chodidla na asov prostorové parametry Typ chodidla má menší vliv na zm nu asových a délkových parametr ch ze než rychlost ch ze a sklon povrchu (Macfarlane, 1991). P i ch zi s klasickým typem chodidla (SACH) ve srovnání s dynamickými chodidly mají osoby s amputací nižší p irozenou rychlost ch ze (Barth, Shumacher & Thomas, 1992; Macfarlane, Nielsen, Shurr & Meier, 1991; Nielsen, Shurr, Golden & Meier, 1989). Osoby s amputací, které cht jí chodit rychleji, preferují dynamický typ chodidla (Barth, Shumacher & Thomas, 1992; Nielsen, Shurr, Golden & Meier, 1989). Také efektivita ch ze je p i vyšších rychlostech (4 km.h-1 a vyšších) lepší p i použití dynamického chodidla (Nielsen, Shurr, Golden & Meier, 1989). Výb r chodidla ovliv uje asov prostorové parametry již v asné fázi rehabilitace (Marinakis, 2004). Typ chodidla má malý vliv na délku kroku postižené kon etiny, avšak délka kroku na nepostižené kon etin
je významn
v tší p i použití dynamického typu (Macfarlane,
Nielsen, Shurr & Meier, 1991). Mizuno, Aoyama, Nakajima, Kasahara a Takami (1992) uvádí, že délka kroku a rychlost ch ze se m ní s typem protetického chodidla i s místem amputace. Velká pozitivní korelace mezi délkou kroku a rychlostí ch ze zd raz uje fakt, že osoby s amputací požívající protetické chodidlo vhodné pro jejich stupe aktivity, mohou chodit rychleji s delšími kroky na zdravé stran . U osob s traumatickou amputací byla p i použití chodidel Flex-Walk a SAFE II významn delší a p i použití chodidla SACH významn kratší délka kroku na nepostižené kon etin (Barth, Shumacher & Thomas, 1992). Schmalz, Blumentritt a Jarasch (2002) nenalezli statisticky významné rozdíly v rychlosti ch ze a délce kroku mezi 5 typy protetických chodidel (1S71, 1D10, 1D25, 1C40 – Otto Bock; Flex Walk II – Flex Foot). P í iny rozdíl
v provedení krokového cyklu ovlivn né typem chodidla nastávají
na za átku koncového stoje postižené kon etiny, kdy je zdravá kon etina v koncovém švihu (Macfarlane, Nielsen, Shurr & Meier, 1991). Tyto rozdíly mezi dynamickými a klasickými chodidly souvisí s prodloužením (nebo zkrácením) záv re né
ásti jednooporové fáze
postižené kon etiny na protetickém chodidle. Ch ze s dynamickým chodidlem umož uje prodloužit as koncového stoje na postižené kon etin , což má za následek prodloužení kroku na zdravé kon etin . Zvýšení pohybu trupu ve vertikálním sm ru b hem ch ze s klasickým typem chodidla (vzhledem k dynamickému) je zp sobeno snížením trupu po úderu paty zdravé kon etiny. M že to souviset s pokusem snížit velikost reak ní síly b hem fáze p enesení hmotnosti na zdravou kon etinu (Macfarlane, Nielsen, Shurr & Meier, 1991).
59
Vliv typu chodidla na úhlové parametry Zm ny v krokovém cyklu u osob s transtibiální amputací souvisí do zna né míry s protetickým kotníkem. Rozdíly ve velikosti úhlu v kotníku v pr b hu krokového cyklu p i využití r zných typ chodidel jsou znázorn ny na obrázku 10. Nolan a Lees (2000) zjistili, že p i použití chodidla SACH byl rozsah pohybu v protetickém kotníku na postižené kon etin o 10° menší a na nepostižené o 15° v tší než p i použití víceosého chodidla. Rozsah pohybu v kotníku, který nastává mezi po áte ní plantární flexí a dorzální flexí na konci stojné fáze, m žeme nazvat zm nou dorziflexe b hem stojné fáze ch ze. Zm na v dorzální flexi je d ležitá, protože osoby s amputací s nižším stupn m aktivity, menší rychlostí a kratší délkou kroku mohou využívat chodidla s menší zm nou dorzální flexe, která jim poskytují v tší stabilitu, vysoce aktivní osoby s amputací pot ebují chodidlo s velkou zm nou dorziflexe (Barth, Shumacher & Thomas, 1992). P i ch zi na boso byly u osob s transtibiální amputací zjišt ny významné abnormality p i použití chodidla SACH (ztráta plantární flexe na po átku stojné fáze, hyperextenze v kolenním kloubu) (Han, Chung & Shin, 2003). Dorzální flexe, která nastává p i kontaktu paty kontralaterální kon etiny, ovliv uje stabilitu v záv ru stojné fáze, nezbytnou pro optimální stabilitu a p esun na druhou kon etinu a liší se pro jednotlivé typy protéz (Barth, Shumacher & Thomas, 1992). U chodidla typu SACH je menší a u Flex-Foot je v tší než u zdravé kon etiny. Z toho vyplývá, že p i použití chodidla SACH mají uživatelé v této fázi v tší stabilitu, což m že být d ležité nap íklad pro osoby s nestabilním kolenním kloubem na protetické stran . Edelstein (1990) uvádí, že typ protetického chodidla ovliv uje také pohyb v kolenním kloubu. Obrázek 10 Pohyb v hlezenním kloubu v pr b hu p irozené ch ze u osob s jednostranou amputací p i použití ty r zných typ protetických chodidel – srovnání se zdravou populací (upraveno podle Perry, 2004a)
60
Vliv typu chodidla na reak ní sílu podložky Reak ní síla podložky je ovlivn na nejen vlastnostmi protetického chodidla, ale také délkou pahýlu, svalovou silou dolní kon etiny a dobou uplynulou od amputace (Mizuno, Aoyama, Nakajima, Kasahara & Takami, 1992). Dynamický typ chodidla má vliv na strmost nár stu vertikální složky do maxima zatížení. Hodnoty získané p i použití dynamického typu chodidla se více blíží hodnotám na zdravé kon etin (Janura, Svoboda & Elfmark, 2005). Rozdíl mezi maximy a lokálním minimem vertikální složky reak ní síly podložky se p i použití r zných chodidel liší (Mizuno, Aoyama, Nakajima, Kasahara & Takami, 1992). V tší hodnotu m žeme nalézt u chodidel SACH nebo LAPOC, nižší u Carbon Copy II. Tito auto i zjistili také vliv chodidla na sou et maxim AP složky reak ní síly v decelara ní a akcelera ní fázi. Vyšší hodnotu nalezli u jednoosého chodidla a chodidla Multiflex, nižší hodnotu u chodidel Safe II a Carbon Copy II. P i srovnání postižené a nepostižené kon etiny je p i použití v tšiny protéz (krom Flex-Walk) v tší celkové zatížení ve stádiu zat žování na nepostižené kon etin (Barth, Shumacher & Thomas, 1992). Redukce sil b hem stádia zat žování je d ležitá p i ochran zdravé kon etiny p ed dalšími tlaky. Amputovaní s diabetes nebo s onemocn ním vaskulárního systému jsou více citliví na tlak vytvá ený vysokým zatížením zdravé kon etiny b hem fáze zat žování, což by m lo být uvažováno p i výb ru protetického chodidla (Barth, Shumacher & Thomas, 1992). P i optimálním výb ru protetického chodidla má reak ní síla podložky na postižené stran , zejména v pr b hu decelerace a akcelerace pravidelnou k ivku, která indikuje plynulý p enos t žišt (Mizuno, Aoyama, Nakajima, Kasahara & Takami, 1992). Pr b h reak ní síly (zejména AP složky) ovliv ují vlastnosti bércového komponentu protézy (tuhý, flexibilní). P i využití flexibilního komponentu je maximum AP složky reak ní síly vyšší, nepravidelnosti v pr b hu této složky jsou redukovány (Coleman, Boone, Smith & Czerniecki, 2001). Vliv typu chodidla na rozložení tlak U analýzy tlak je jedním z nejd ležit jších úkol ur ení vlivu použitého protetického chodidla na zatížení zdravé kon etiny. Vliv typu chodidla na rozložení tlak
na nepostižené kon etin u osob s transtibiální
amputací zkoumali Hayden, Evans, McPoil, Cornwall a Pipinich (2000). Redukce tlak na zdravé kon etin
by mohla být prosp šná u pacient
s diabetes. Výsledky ukázaly,
že protetická chodidla hodnocená v této studii významn nesnižovala velikost a trvání tlaku p sobícího na plantární povrch chodidla.
61
2.5.4 Vliv nastavení protézy a protetického chodidla na provedení krokového cyklu V sou asné klinické praxi je optimalizace protetického nastavení zdlouhavý subjektivní proces vyžadující mnohaletou zkušenost protetika, kombinovanou se zp tnou vazbou od pacienta. Je nevyhnutelné, že tato subjektivní metoda má za následek široké rozp tí akceptovatelných definitivních nastavení (Blumentritt, Schmalz, Jarasch & Schneider, 1999). Nastavení protézy nebo protetického chodidla významn ovliv uje ekonomi nost provád ní krokového cyklu. Optimální nastavení protézy dovoluje ch zi na dlouhé vzdálenosti po dlouhý as (Fridman, Ona & Isakov, 2003). Pokud protetické chodidlo není nastaveno optimáln , m že se to projevit v odlišném provedení krokového cyklu. Nesprávné protetické nastavení m že p i dlouhodobém používání vést k nestabilit , diskomfortu, zvýšenému zat žování kon etiny a poškození tkán (Pinzur et al., 1995). Hlavním cílem výzkumu v této oblasti je proces nastavování protézy více objektivizovat. Blumentritt, Schmalz, Jarasch a Schneider (1999) uvádí, že informace o silách a momentech zp sobených biomechanickou funkcí protézy je jedna z cest, jak ud lat protetické nastavování více objektivní. P i výzkumu ch ze je protetické chodidlo zám rn nastavováno do r zných poloh, aby mohl být popsán efekt, který tato nastavení zp sobují. Fridman, Ona a Isakov (2003) zkoumali vliv nastavení protézy s chodidlem nastaveným v zevní rotaci. Schmalz, Blumentritt a Jarasch (2002) použili posun chodidla (v sagitální rovin ) v anteriorním a posteriorním sm ru a nastavení do plantární a dorzální flexe. Blumentritt, Schmalz, Jarasch a Schneider (1999) se zabývali vlivem protetického nastavení v sagitální rovin na velikost zát že kolenního kloubu u osob s transtibiální amputací p i stoji. Cílem optimálního nastavení protézy u osob s amputací dolních kon etin je zvýšení komfortu pahýlu a maximalizace schopností týkajících se ch ze. P i biomechanických m eních ch ze je d ležité zkoumat nejen vztah nastavení protézy a postižené kon etiny, ale také vliv nastavení na kon etinu zdravou (Pinzur et al., 1995). Význam biomechanické analýzy p i stavb protézy vyplývá z hodnocení stavby protéz provád né r znými technikami, kdy je možné pozorovat velké rozdíly v nastavení i v p ípad jednoho pacienta (Zahedi, Spence, Solomonidis & Paul, 1986; Solomonidis, 1991). Kvantifikace optimálního nastavení protézy je velmi komplikovaný proces. Faktory jako rozdílnost jednotlivých uživatel , typu protéz nebo jejich jednotlivých komponent mají za následek, že je pravd podobn nereálné nap . definovat optimální rozložení plantárních 62
tlak nap í všemi subjekty (Geil & Lay, 2004). Navíc u kone ného nastavení jsou zm ny kumulovány a je t žké zhodnotit efekt ur ité zm ny. Vliv nastavení na asov prostorové parametry Fridman, Ona a Isakov (2003) zjistili, že délka kroku byla kratší na zdravé kon etin p i všech nastaveních protézy (optimální, zevní rotace +18°, zevní rotace + 36°). Nastavení protézy do nadm rné zevní rotace má za výsledek významné zm ny v asech stojné a švihové fáze (zkrácení stojné fáze postižené kon etiny), délky kroku a p ijetí pohybového vzorce ch ze, kdy dochází k vnit ní rotaci ky le. Rozdíl mezi zdravou a postiženou kon etinou se zvyšuje. Schmalz, Blumentritt a Jarasch (2002) p i r zném nastavení nenalezli statisticky významné rozdíly v rychlosti ch ze a v délce kroku. Vliv nastavení na úhlové parametry Vyšet ení pohyb v kloubech v r zných rovinách v ur itých sekvencích krokového cyklu úzce souvisí se zm nami v nastavení (Peeraer & De Roy, 2002). Podle Fridman, Ona a Isakov (2003) je p i optimálním nastavení protézy hodnota zevní rotace kon etiny 13,85°±8,10° a p i zm n nastavení (do zevní rotace) je skute ná hodnota této rotace menší než hodnota daná nastavením protézy. To je zp sobeno kompenza ním mechanismem celé amputované kon etiny (Fridman, Ona & Isakov, 2003). Vliv nastavení na reak ní sílu podložky Nastavení protézy ovliv uje také hodnoty reak ní síly. Pinzur et al. (1995) nalezli p i srovnání r zných nastavení rozdíly v maximu vertikální složky reak ní síly a v impulzu síly. Anteroposteriorní složka reak ní síly je velmi citlivá na zm ny nastavení (více než vertikální složka) (Solomonidis, 1991). Zm na naklon ní chodidla sm rem do plantární flexe zvyšuje brzdící a akcelera ní sílu. Zm na naklon ní do dorzální flexe redukuje brzdící sílu zejména p i mezistoji. P i nastavení do 6° plantární flexe se k ivka anteroposteriorní složky reak ní síly p ibližuje hodnotám zdravé populace (Solomonidis, 1991). Vliv nastavení na rozložení tlak Ze studie Peeraer a De Roy (2005) vyplývá, že u osob s transtibiální amputací zm na úhlu mezi bércovým komponentem a protetickým l žkem ve frontální rovin zp sobuje posun v rozložení tlaku mezi mediálním a laterálním regionem nohy. Zm ny v nastavení chodidla (plantární a dorzální flexe) se projevují v posunu p sobišt reak ní síly (COP) mezi zdravou a postiženou kon etinou. Rozdíly p i r zném nastavení existují pro tento parametr také 63
na kontaktu protetického chodidla s podložkou. Vliv zm n v dynamickém nastavení na plantární tlaky popisují Geil a Lay (2004). Podle t chto autor úhlové zm ny v nastavení zap í i ují redistribuci síly mezi protetickým chodidlem a podložkou, p i emž posuny tlaku se p i zm nách nastavení v sagitální rovin
vyskytovaly v tšinou mezi anteriorními
a posteriorními oblastmi a p i zm nách nastavení ve frontální rovin a laterálními oblastmi. Modifikace nastavení v transverzální rovin
mezi mediálními mají za výsledek
kombinaci posun tlak na chodidle v anteroposteriorním a mediolaterálním sm ru. Krom zm ny v zat žování protetického chodidla je op t velmi d ležité sledovat, jak dané nastavení ovliv uje zatížení kontralaterální zdravé kon etiny.
2.5.5 Rozložení tlak v l žku protézy Stav biomechanického výzkumu v oblasti protetických l žek analyzovali Mak, Zhang a Boone (2001). Krom povrchových tlak , kolmých na povrch pahýlu, jsou intenzivn zkoumány také smykové tlaky (síly), které p sobí rovnob žn s povrchem pahýlu. N kte í auto i (Williams, Porter & Roberts, 1992) vyvinuli k tomuto m ení t íosé sníma e síly. T ecími silami na rozhraní protetického l žka a pahýlu se zabývali Zhang, Turner-Smith, Roberts a Tanner (1996). T ení na rozhraní pahýlu a l žka u osob s amputací m že p sobit pozitivn i negativn . T ení na povrchu k že produkuje tlak v k ži a podkožních tkáních a tyto tlaky mohou poškodit tkán a ovlivnit jejich normální funkci. Na druhou stranu t ení hraje d ležitou roli p i p enosu zatížení. Role t ení p i p enosu t lesné hmotnosti nem že být ignorována, p estože tato role není tak zásadní jako v p ípad protetického chodidla, kde by bez t ení nebyla možná lokomoce. P estože pr b h tlaku m že být ovlivn n mnoha individuálními faktory, tvar základní tlakové k ivky je dvouvrcholový (Zhang, Turner-Smith, Tanner & Roberts, 1998). Tato charakteristika je z etelným znakem rychlé a intenzivní ch ze, ale je mén výrazná p i pomalé ch zi. Stejn jako u protetických chodidel také u protetických l žek dochází k porovnávání r zných typ a k analýze jejich výhod a nevýhod. Porovnáním p sobících tlak p i ch zi u r zných typ l žek se zabývali Beil, Street a Covey (2002) nebo Convery a Buis (1999). Velikost tlak v l žku p i stoji a p i ch zi analyzovali Goh, Lee a Chong (2003). Vlivem frekvence ch ze a uspo ádání protézy na velikost tlak v l žku protézy se zabývali Sanders, Zachariah, Baker, Greve a Clinton (2000). M ení provád li opakovan po delší asové období. Vliv zm ny nastavení protézy na velikost tlak v l žku protézy p i ch zi zkoumali Sanders, Bell, Okumura a Dralle (1998). Tito auto i uvádí, že zm ny tlaku jsou p i ch zi 64
mnohem v tší v anteriorní oblasti l žka než v laterální a posteriorní. Zhang, Turner-Smith, Tanner a Roberts (1998) tvrdí, že maximum p ímého tlaku je p i ch zi p ibližn dvakrát v tší než p i stoji. Otázkou, zda lze z tlak nam ených p i stoji predikovat tlaky v l žku p i ch zi, se zabývali Zachariah a Sanders (2001). Vliv r zného nastavení na velikost a rozložení tlak v l žku protézy posuzovali Sanders a Daly (1999). Došli k záv r m, že zm na v nastavení protézy nemusí být p í inou významných diferencí v rozložení sil na kontaktu pahýlu a l žka a že r zné postavení l žka a bérce v sagitální rovin má v tší vliv na smykové tlaky než na maximum tlaku na rozhraní. Seelen, Anemaat, Janssen a Deckers (2003) sledovali rozložení tlak na rozhraní pahýlu a l žka p i r zném nastavení p i stoji a p i ch zi. Došli k záv ru, že anteroposteriorní p enastavení hlezenního kloubu vede k rozdílnému zat žování subpatelární oblasti a oblasti konce tibie. Avšak výsledky ukázaly, že rozložení tlak na rozhraní pahýlu a l žka b hem stoje nemá p ímou souvislost s pr b hem a velikostí tlak p i ch zi. Podrobnou studii o velikosti tlak
v protetickém l žku v etn
hodnot tlak
v jednotlivých oblastech prezentovali Zhang, Turner-Smith, Tanner a Roberts (1998). Zabývali se také vlivem nastavení na velikost t chto tlak . Nejv tší hodnotu tlaku nam ili v popliteální oblasti. U v tšiny m ených oblastí byly p ímé tlaky a smykové tlaky p i plném zatížení v tší než p i polovi ním zatížení. Objevila se však jedna výjimka, oblast mediální suprakondylární, kde byl p ímý tlak p i zvýšeném zatížení redukován. Možné vysv tlení zvýšeného zatížení ve statické poloze je, že tyto tlaky jsou zp sobeny pasivním zav šením l žka. Tlaky se pak snižují s náklonem t la nebo jak se pahýl posouvá dol do l žka. Shem, Breakey a Werner (1998) zjiš ovali jak ovliv uje rozložení tlak na rozhraní l žka a pahýlu použití stehenního korzetu. Stehenní korzet velikost tlak snižuje, což m že být užite né u pacient , jejichž pokožka pahýlu je mén odolná na p sobící síly. Využití nových technologií umož uje vývoj protetických chodidel s pohybem ve více rovinách. Tento pohyb však m že p i nesprávném nastavení zvyšovat zatížení v l žku protézy vlivem nadm rné rotace a posunu pahýlu (Twiste & Rithalia, 2003). U každé z osob s amputací je rozložení tlak v l žku odrazem metody využité protetikem p i tvarování l žka k tolerování tlaku, stylu ch ze pacienta a vlastností tkání (Sanders, Zachariah, Baker, Greve & Clinton, 2000).
65
3 Cíle a hypotézy Cílem našeho výzkumu bylo porovnat základní kinematické a dynamické parametry ch ze osob s jednostrannou transtibiální amputací provád né s r znými typy protetických chodidel a p i r zném nastavení protézy a protetického chodidla. Stanovili jsme si tyto díl í cíle: 1.
Analyzovat u osob s transtibiální amputací odlišnosti v provedení krokového cyklu na postižené a nepostižené kon etin .
2.
Posoudit vliv typu protetického chodidla na kinematické a dynamické parametry ch ze u osob s transtibiální amputací.
3.
Posoudit vliv r zných nastavení protetického chodidla a protézy na provedení ch ze.
4.
Ur it rozložení tlak na rozhraní pahýlu a protetického l žka p i ch zi, posoudit zm ny v rozložení tlak v l žku p i ch zi do schod a ze schod .
5.
Formulovat doporu ení pro výb r protetického chodidla a optimalizaci nastavení protézy a protetického chodidla.
Hypotézy: H01: Provedení ch ze se u osob s transtibiální amputací na postižené a nepostižené kon etin neliší. H02: Provedení ch ze se u osob s transtibiální amputací p i použití klasického chodidla typu SACH a dynamického chodidla typu Sure-flex neliší. Komentá k hypotéze H01 a H02: Provedení ch ze bylo posuzováno pomocí asových, úhlových a silových parametr a parametr impulsu síly (viz kapitola 4.1). H03: Nastavení protetického chodidla u osob s transtibiální amputací neovliv uje zp sob zatížení sledovaných oblastí chodidla v obuvi p i ch zi. Komentá k hypotéze H03: Zp sob zatížení sledovaných oblastí chodidla v obuvi byl analyzován pomocí asových a tlakových parametr (viz kapitola 4.2).
66
4 Metodika V rámci této práce byla provedena t i biomechanická m ení ch ze p irozenou rychlostí u osob s transtibiální amputací. První experiment byl zam en na vliv typu protetického chodidla na kinematické a dynamické parametry ch ze, druhý na vliv nastavení protetického chodidla a protézy na asové parametry ch ze a na rozložení tlak na kontaktu chodidla a stélky v obuvi a t etí na rozložení tlak na rozhranní pahýlu a l žka protézy p i ch zi po rovném povrchu, p i ch zi do schod a ch zi ze schod . Ve všech m eních byly testované osoby seznámeny s pr b hem m ení a podepsaly souhlas s anonymním využitím údaj pro v deckou práci.
4.1 Hodnocení vlivu typu protetického chodidla na provedení ch ze Soubory a použitý materiál Soubor tvo ilo 11 proband
s jednostrannou transtibiální amputací (v k 46,1±12,0 let,
výška 174±5 cm, hmotnost 82,5±13,9 kg, délka používání protézy 13,8±12,5 let). Deset proband p išlo o ást dolní kon etiny vlivem úrazu, u jednoho bylo p í innou amputace cévní onemocn ní. Každá z osob již ur itou dobu používala n který z typ dynamického chodidla. K m ení jsme m li k dispozici dva typy protetických chodidel. Byla to protetická chodidla typu SACH (ING corp., Frýdek Místek,
eská republika) a Sure-flex (Össur, Reykjavik,
Island). Základní rozdíly mezi ob ma typy chodidel jsou shrnuty v tabulce 1. Metody a m ící za ízení K prvnímu experimentu byly využity t i biomechanické metody: -
3D videografická metoda,
-
dynamografie,
-
analýza tlak na kontaktu nohy s podložkou.
Pro pot eby kinematické analýzy jsme využili ty i digitální kamery (3 videokamery JVC, model GR-DVL9800; 1 videokamera SONY, model DCR-TRV900E) s frekvencí 50 Hz. Pro pot eby dynamické analýzy ch ze byly využity dv tenzometrické plošiny (AMTI, model OR6-5, Advanced Mechanical Technology, Inc., USA) o rozm rech 51,8 x 46,4 cm. Ch ze osob s transtibiální amputací byla dále analyzována na za ízení pro snímání rozložení tlak 67
(Footscan 2D 2m plate, RSScan, Belgie) o rozm rech 200 x 40 cm. Aktivní m ící plocha tohoto za ízení je 195 x 35 cm, celkem obsahuje 16384 m ících senzor . Tabulka 1 Rozdíly mezi konven ním (SACH) a dynamickým (Sure-flex) typem chodidla Typ protetického chodidla Aktivita uživatele Konstrukce chodidla Vlastnosti chodidla Výhody Nevýhody
SACH
Sure-flex
Nízká, stupe aktivity 1 a 2
Nízká až st ední, stupe aktivity 2
D ev né tuhé jádro, vym k ená pata pro tlumení ráz , m kké p ednoží s pružnou výztuhou Velmi stabilní
Dvoupružinový skelet z uhlíkového kompozitu, možnost nastavení tuhosti paty pomocí vkládacích klínk Dobrá akumulace a uvol ování mechanické energie ve skeletu chodidla Nízká cena Dynamické chování Dobrá životnost Rovnom rn jší délka kroku Bezúdržbové Uživatel ujde dále a chodí déle Nedostate ná opora na konci stojné Vyšší cena fáze Pohyb pouze v sagitální rovin
Realizace m ení Každý z proband absolvoval 3 m ení ch ze svou p irozenou rychlostí s každým typem chodidla. P ed vlastním po ízením videozáznamu byly na probandech ozna eny body pomocí kterých m žeme definovat vybrané segmenty lidského t la. Jednalo se o tyto body: hlavi ka 5. metatarsu, pata, kotník (malleolus lateralis), koleno (epicondylus femoris lateralis), ky el (trochanter major), rameno (acromion). Každý z bod byl ozna en na pravé i levé stran t la. Videozáznam pro pot eby kinematické analýzy byl po ízen sou asn
s m ením
na tenzometrických plošinách. Tyto plošiny byly stejn jako m ící za ízení pro analýzu tlak zapušt ny do zem . Zpracování dat Kinematická analýza Data z kinematické analýzy byla vyhodnocována systémem APAS (Ariel Dynamics Inc., Trabuco Canyon, CA, USA). Byly hodnoceny t i základní parametry charakterizující pohyb dolní kon etiny p i ch zi: úhel v hlezenním kloubu (A), úhel v kolenním kloubu (K) a úhel v ky elním kloubu (H) (obrázek 11).
68
Obrázek 11 Úhlové parametry dolní kon etiny hodnocené p i ch zi
Úhel v ky elním kloubu má hodnotu 0º, je-li stehno rovnob žné s vertikálou. P i pohybu p ed vertikálu se jedná o flexi v ky elním kloubu, p i pohybu vzad o extenzi. Kolenní kloub je v neutrálním postavení (0º), pokud je v plné extenzi, tedy úhel mezi bércem a stehnem má hodnotu 180º. Má-li úhel mezi bércem a stehnem nižší hodnotu než 180º, jedná se o flexi v kolenním kloubu. V opa ném p ípad
m žeme hovo it o hyperextenzi (zna íme
znaménkem – ). Hlezenní kloub je v neutrálním postavení, pokud je celé chodidlo na podložce a bérec je ve vertikále, tedy úhel mezi bércem a spojnicí paty a špi ky chodidla je 90º. Je-li nam ený úhel mezi bércem a nártem menší než p i neutrálním postavení, pak se jedná o dorzální flexi, je-li v tší, jde o plantární flexi. Ze závislostí hodnot t chto úhl na ase s p ihlédnutím k fázím krokového cyklu byly odvozeny následující úhlové parametry: Amax1 – maximum plantární flexe v hlezenním kloubu ve stádiu zat žování, Amin – minimální hodnota úhlu v hlezenním kloubu (= maximum dorsální flexe), Amax2 – maximum plantární flexe v hlezenním kloubu na konci stojné fáze, AR – rozsah pohybu v hlezenním kloubu, Kmax1 – maximum flexe v kolenním kloubu ve stojné fázi, Kmin – minimální hodnota úhlu v kolenním kloubu (= maximum extenze), Kmax2 – maximum flexe v kolenním kloubu ve švihové fázi, KR – rozsah pohybu v kolenním kloubu, 69
Hmax – maximum flexe v ky elním kloubu, Hmin – minimální hodnota úhlu v ky elním kloubu (= maximum extenze), HR – rozsah pohybu v ky elním kloubu. Dynamografie Údaje ze silových plošin byly zpracovány v programu MATLAB (Verze 7.0.1, The Mathworks, Inc., Natick, Massachusetts, USA). Vektor reak ní síly se rozkládá na t i složky: mediolaterální (x), anteroposteriorní (y) a vertikální (z). Vybrané asové a silové parametry a parametry impulsu síly jsou uvedeny na obrázku 12. Absolutní
asová data úzce souvisí s rychlostí ch ze. Aby m ené parametry byly
srovnatelné mezi r znými jedinci, je nutné je normalizovat. Silové parametry jsme vyd lili tíhovou silou p sobící na zkoumaný subjekt a p vodní (absolutní) síly jsme nehodnotili. asové parametry jsme vyd lili trváním stojné fáze (resp. trváním brzdící nebo akcelera ní fáze). Na základ uvedených úprav jsme obdrželi tyto prom nné: Relativní asové parametry: -
Rt2 – relativní as brzdící fáze, anteroposteriorní sm r (t2/t1),
-
Rt3 – relativní as akcelera ní fáze, anteroposteriorní sm r (t3/t1),
-
Rt4 – relativní as maximální síly v brzdící fázi, anteroposteriorní sm r (t4/t2),
-
Rt5 – relativní as maximální síly v akcelera ní fázi, anteroposteriorní sm r (t5/t3),
-
Rt6 – relativní as maximální síly v brzdící fázi, vertikální sm r (t6/t1),
-
Rt7 – relativní as lokálního minima síly v mezistoji a koncovém stoji, vertikální sm r (t7/t1),
-
Rt8 – relativní as maximální síly v akcelera ní fázi, vertikální sm r (t8/t1).
Relativní silové parametry: -
RF1 – maximální síla mediální (mediolaterální sm r),
-
RF2 – maximální síla laterální (mediolaterální sm r),
-
RF3 – maximální síla v brzdící fázi (anteroposteriorní sm r),
-
RF4 – maximální síla v akcelera ní fázi (anteroposteriorní sm r),
-
RF5 – maximální síla v brzdící fázi (vertikální sm r),
-
RF6 – maximální síla v akcelera ní fázi (vertikální sm r),
-
RF7 – lokální minimum síly v mezistoji a koncovém stoji (vertikální sm r).
70
Obrázek 12 Dynamografické parametry m ené p i ch zi (upraveno podle Vaverka & Elfmark, 2006)
Legenda: FREA – reak ní síla podložky, x – mediolaterální sm r, y – anteroposteriorní sm r, z – vertikální sm r, Fx – mediolaterální složka, Fy – anteroposteriorní složka, Fz – vertikální složka.
asové parametry: t1 – celkový as stojné fáze, t2 – as brzdící fáze (y), t3 – as
akcelera ní fáze (y), t4 – as maximální síly v brzdící fázi (y), t5 – as od po átku akcelera ní fáze do okamžiku maximální síly v akcelera ní fázi (y), t6 – as maximální síly v brzdící fázi (z), t7 –
as minima síly ve st edním a koncovém stoji (z), t8 –
as maximální síly
v akcelera ní fázi (z), t9 – as od lokálního minima síly do konce stojné fáze (z). Reak ní síla a impulsy síly: F1 – maximální síla mediální (x), F2 – maximální síla laterální (x), F3 – maximální síla v brzdící fázi (y), F4 – maximální síla v akcelera ní fázi (y), F5 – maximální síla v brzdící fázi (z), F6 – maximální síla v akcelera ní fázi (z), F7 – minimum síly v mezistoji a koncovém stoji (z), I1 – silový impuls mediální (x), I2 – silový impuls laterální (x), I3 – silový impuls v brzdící fázi (y), I4 – silový impuls v akcelera ní fázi (y), I5 – silový impuls v brzdící fázi (z), I6 – silový impuls v akcelera ní fázi (z), I7 – celkový silový impuls (z). 71
Poznámka: Relativní silové parametry RF1 a RF2 a impulsy síly I1 a I2 jsme neanalyzovali, protože rozlišení t chto prom nných na postižené kon etin není jednozna né. Analýza tlak (sil) na kontaktu chodidla s podložkou Data byla zpracována programem Footscan (verze 6.3.45, RSScan, Belgie). Základními výstupními veli inami p i m ení rozložení tlaku na kontaktu nohy s podložkou jsou závislost tlaku na ase a sou adnice p sobišt reak ní síly (COP). Chodidlo jsme rozd lili (s pomocí software) na t i oblasti: pata, st edonoží a p ednoží. Než p istoupíme k definování zkoumaných parametr uvádíme zde p ehled prom nných používaných ve výpo tech (obrázek 13). Obrázek 13 Pomocné prom nné využité p i výpo tu
asových a tlakových parametr
p i analýze zatížení na kontaktu nohy s podložkou
Legenda: Stance phase – doba zat žování celého chodidla (trvání stojné fáze), Contact – doba zat žování specifické oblasti, Peak – doba od za átku stojné fáze po okamžik maximálního zatížení specifické oblasti, Load time – doba od za átku zat žování specifické oblasti po okamžik maximálního zatížení specifické oblasti. Jako výstupní jsem obdrželi tyto asové a silové parametry: -
Start time – as za átku zat žování oblasti (ms),
-
End time – as konce zat žování oblasti (ms),
72
-
% Contact (= Contact/Stance phase*100%) – doba kontaktu dané oblasti vzhledem k trvání stojné fáze,
-
% Peak (= Peak/Stance phase*100%) – doba od za átku stojné fáze po okamžik maximálního zatížení oblasti vzhledem k trvání stojné fáze,
-
Fmax – maximální síla ve specifické oblasti (N),
-
F average – pr m rná síla ve specifické oblasti (N),
-
% Load time (= Load time/Contact*100%) – doba od za átku zat žování oblasti po okamžik maximálního zatížení oblasti vzhledem k dob zat žování oblasti,
-
Load rate (= Fmax/Load time) – rychlost zatížení (velikost maximální síly ve specifické oblasti vzhledem k dob , kdy došlo k jejímu nár stu).
Statistické zpracování Statistické zpracování jsme provedli v programu Statistica (Verze 6.0, Stat-Soft, Inc., Tulsa, Oklahoma, USA). Využili jsme analýzu rozptylu (ANOVA) a LSD Fischer post hoc test.
73
4.2 Analýza vlivu nastavení protetického chodidla a protézy na provedení ch ze Soubory a použitý materiál Analyzovaný soubor experimentu tvo ilo celkem 15 osob. U n kterých osob nebyla všechna m ení provedena, a už kv li závad na n kterém m ícím za ízení nebo kv li nesouhlasu klienta. Pro analýzu tlak soubor tvo ilo 10 osob (v k: 57,2±12,35 let, výška 178±7 cm, hmotnost: 89,6±14,9 kg, délka používání protézy: 12,8±14,9 let), pro m ení asových parametr to bylo 11 osob (v k: 59,8±9,3 let, výška 177±5 cm, hmotnost: 90,1±15,0 kg, délka používání protézy: 14,6±14,1 let). V obou skupinách byla u 4 proband kon etina amputována následkem traumatu, u ostatních osob bylo d vodem amputace vaskulární onemocn ní. Všechny osoby m ly zkušenosti s n kterým typem dynamického chodidla, a proto absolvovaly m ení s dynamickým chodidlem typu Sure-flex. P i m ení bylo využito p t r zných nastavení protézy a protetického chodidla (obrázek 14). Obrázek 14 Nastavení protézy a protetického chodidla využité p i m ení
Legenda: 1 – optimální nastavení ur ené protetikem, 2 – protéza o 1 cm kratší, 3 – protéza o 1 cm delší, 4 – protetické chodidlo nastavené do plantární flexe (+5°), 5 – protetické chodidlo nastavené do dorzální flexe (-5°).
74
Metody a m ící za ízení K m ení vlivu nastavení protetického chodidla a protézy na provedení ch ze byly využity tyto metody: -
m ení asových parametr pomocí dotykového koberce,
-
analýza tlak na kontaktu chodidla a stélky pomocí flexibilních stélek. asové
parametry
ch ze
10 m rozd leného na dv
byly
m eny
pomocí
dotykového
ásti tak, aby bylo možné posuzovat zvláš
koberce
délky
levou a pravou
kon etinu. Pro analýzu tlak na kontaktu chodidla se stélkou v obuvi byly použity flexibilní m ící tlakové stélky (Footscan Insole, RSScan, Belgie). Každý subjekt m l p i m ení v obuvi umíst nu stélku odpovídající jeho velikosti nohy. Realizace m ení Každá ze zkoumaných osob byla analyzována na koberci pro m ení asových parametr ch ze a sou asn m la v obuvi umíst ny stélky m ící rozložení tlaku. S každým z p ti nastavení absolvovali klienti dva pokusy ch ze p irozenou rychlostí. Zpracování dat Hodnocení asových parametr ch ze Data byla nam ena pomocí programu Univerzální diagnostický systém (Katedra biomechaniky a technické kybernetiky, FTK UP, Olomouc). Získali jsem informace o trvání oporové (stojné) a bezoporové (švihové) fáze (parametry Stance a Swing). Z t chto údaj jsme odvodili také relativní trvání stojné fáze tak, že jsme parametr Stance vyd lili trváním krokového cyklu (% Stance = Stance/(Stance + Swing)). Dalším ze zkoumaných parametr byla Frekvence kroku (po et krok za minutu). Hodnocení tlaku na kontaktu chodidla a stélky Rozložení tlaku na kontaktu nohy a stélky bylo posouzeno pomocí softwaru Footscan Insoles (verze 2.39, RSScan, Belgie). Základními výstupními veli inami byly závislost tlaku na ase a sou adnice p sobišt reak ní síly (COP). Chodidlo jsme rozd lili automaticky pomocí software, avšak bylo nutné provedení manuální korekce. Základními sledovanými oblastmi byly: mediální
ást paty (HM), laterální
ást paty (HL), st edonoží,
1. až 5. metatarsus (M1-M5), palec (T1) a prsty. Z t chto oblastí jsme se zam ili na oblasti paty, metatarz a palce. Na protetickém chodidle jsme jako zkoumané oblasti ozna ili místa,
75
která odpovídala oblastem na zdravé kon etin . Z tlakových hodnot v daných oblastech byly vypo ítány parametry: -
% Contact (= Contact/Stance phase*100%) – doba kontaktu dané oblasti vzhledem k trvání stojné fáze,
-
Pmax – maximální tlak ve specifické oblasti (N.cm-2),
-
Impulse – tlakový impuls (plocha pod k ivkou tlaku) (N.s.cm-2),
-
Load rate (= Pmax/Load time) – rychlost zatížení (velikost maximálního tlaku ve specifické oblasti vzhledem k dob , kdy došlo k jejímu nár stu),
-
Comp – porovnání pr m rného tlaku ve specifické oblasti vzhledem k ásti chodidla, ke které náleží (%).
Statistické zpracování Statistické zpracování jsme provedli v programu Statistica (Verze 6.0, Stat-Soft, Inc., Tulsa, Oklahoma, USA). Využili jsme analýzu rozptylu (ANOVA) a LSD Fischer post hoc test.
76
4.3 M ení tlak na kontaktu pahýlu a l žka protézy T etího m ení se ú astnila jedna osoba (v k: 35 let, výška 176 cm, hmotnost: 98 kg, doba používání protézy: 3 roky). Jednalo se o pilotní studii, kdy získaná data m la posloužit k ov ení m ícího postupu. M ení bylo realizováno pomocí pružného za ízení (Flexible Solution, RSScan, Belgie) o rozm rech 16 x 3 cm. Testovaná osoba absolvovala opakované pokusy ch ze, ch ze do schod a ch ze ze schod . Tlak jsme m ili v anteriorní a laterální oblasti protetického l žka. Pro analýzu tlakových sil bylo vyrobeno speciální protetické l žko (obrázek 15). Bylo p ipraveno tak, že na sádrový odlitek pahýlu byly umíst ny celkem 4 pásky k že (anteriorní, posteriorní, laterální, mediální), které sloužily k tomu, aby se na pevném l žku vytvo ily drážky, do kterých bylo možné vložit m ící ást se sníma i námi použitého za ízení. Na tento model bylo laminováním zhotoveno nosné l žko protézy. V hotovém nosném l žku pak byly drážky zakryty páskami k že tak, aby vnit ní povrch nosného l žka byl hladký. P i m ení byl vždy jeden z pásk vym n n za m ící za ízení. Obrázek 15 P íprava l žka protézy pro m ení tlak
77
Rozložení tlak
na kontaktu nohy a stélky bylo posouzeno pomocí softwaru Flexible
solution (verze BETA 0.28, RSScan, Belgie). M ená plocha byla vždy rozd lena na dv poloviny (distální a proximální). Základními výstupními veli inami byla závislost tlaku na ase. Za ízení, které jsme m li k dispozici, bohužel umož ovalo m ení tlaku pouze ve sm ru kolmém na pahýl. Smykové tlaky ve sm rech rovnob žných s povrchem l žka tedy m eny nebyly. Z rozložení tlaku na m ené oblasti bylo odvozeno p sobišt reak ní síly v dané oblasti (COP*). Data z analýzy tlak v l žku protézy statisticky zpracovávána nebyla, protože se jednalo o pilotní studii s jediným subjektem.
78
5 Výsledky 5.1 Vliv typu protetického chodidla 5.1.1 Absolutní asové parametry ch ze p i použití protetických chodidel SACH a Sure-flex Hodnoty absolutních
asových parametr
a statisticky významné rozdíly mezi
jednotlivými nastaveními jsou uvedeny v tabulkách 2 a 3. Z absolutních asových parametr je pro nás nejd ležit jší celkové trvání stojné fáze. Ostatní parametry vyhodnocujeme spíše jako relativní (v % krokového cyklu). Tabulka 2 Hodnoty absolutních asových parametr pro zdravou a postiženou kon etinu p i použití protetických chodidel SACH a Sure-flex Protéza
Sure-flex
SACH
Kon etina
Zdravá
Parametr
Pr m r
SD
Pr m r
SD
Pr m r
SD
Pr m r
SD
t1
0,681
0,0035
0,667
0,0037
0,698
0,0034
0,678
0,0036
t2
0,362
0,0041
0,386
0,0077
0,338
0,0040
0,348
0,0075
t3
0,319
0,0044
0,281
0,0079
0,359
0,0043
0,329
0,0077
t4
0,074
0,0032
0,124
0,0040
0,085
0,0031
0,141
0,0039
t5
0,231
0,0041
0,205
0,0071
0,261
0,0040
0,228
0,0069
t6
0,157
0,0046
0,172
0,0056
0,131
0,0045
0,194
0,0055
t7
0,322
0,0085
0,321
0,0087
0,315
0,0083
0,331
0,0085
t8
0,529
0,0035
0,501
0,0084
0,540
0,0034
0,470
0,0083
t9
0,359
0,0082
0,346
0,0085
0,382
0,0080
0,346
0,0083
Postižená
Zdravá
Postižená
Legenda pro tab. 2 a 3: x – mediolaterální sm r, y – anteroposteriorní sm r, z – vertikální sm r, SD – sm rodatná odchylka, t1 – celkový as stojné fáze, t2 – as brzdící fáze (y), t3 – as akcelera ní fáze (y), t4 – as maximální síly v brzdící fázi (y), t5 – as od po átku akcelera ní fáze do okamžiku maximální síly v akcelera ní fázi (y), t6 – as maximální síly v brzdící fázi (z), t7 – as minima síly ve st edním a koncovém stoji (z), t8 – as maximální síly v akcelera ní fázi (z), t9 – as od nejmenší síly do konce (z), Flex – protetické chodidlo typu Sure-flex, Z x P – rozdíl mezi zdravou a protetickou kon etinou, F x S – rozdíl mezi chodidly Sure-flex a SACH, ** – rozdíl na 1 % hladin statistické významnosti, * – rozdíl na 5 % hladin statistické významnosti, + – tendence k rozdílu (p < 0,1). 79
Tabulka 3 Statisticky významné rozdíly mezi asovými parametry Flex
SACH
Zdravá
Postižená
Kon etina
ZxP
ZxP
FxS
FxS
t1
>**
>** >*
>**
<**
<**
t2 t3
>**
>*
t4
<**
<**
t5
>*
>**
<**
t6
<+
<**
>**
>**
>**
<* <+
t7 t8 t9
>*
>*
Porovnání postižené (P) a zdravé kon etiny (Z) Celková doba stojné fáze je v tší na zdravé kon etin , což souvisí se zkrácením akcelera ní fáze (t3) na postižené stran . Na zdravé kon etin nastávají maximální hodnoty reak ní síly v brzdící fázi (t4) d íve a v akcelera ní fázi (t5) pozd ji. Podobné záv ry platí také pro hodnoty vertikální složky (t6, t8). Porovnání postižených kon etin p i použití protetických chodidel SACH (S) a Sure-flex (F) Celková doba stojné fáze se pro oba typy chodidel významn neliší. Brzdící fáze (t2) je delší na F, doba trvání akcelera ní fáze (t3) je významn
v tší pro S. P i použití
chodidla F dochází rychleji k dosažení maxima anteroposteriorní složky síly (AP) ve fázi brzdící (t4). Maximum vertikální složky reak ní síly v akcelera ní fázi (t8) nastává p i použití S d íve. Porovnání zdravých kon etin p i použití protetických chodidel SACH a Sure-flex Brzdící fáze je na zdravé kon etin delší a akcelera ní kratší p i použití chodidla SACH. Maximum vertikální složky reak ní síly nastává p i použití chodidla SACH d íve a maximum anteroposteriorní složky v akcelera ní fázi zase pozd ji.
80
5.1.2 Relativní asové parametry ch ze p i použití protetických chodidel SACH a Sure-flex Porovnání postižené (P) a zdravé (Z) kon etiny Brzdící fáze (Rt2) je vzhledem k délce trvání stojné fáze kratší a akcelera ní fáze (Rt3) delší na zdravých kon etinách (tabulka 4). U anteroposteriorní složky reak ní síly (AP) došlo k d ív jšímu dosažení maxima v brzdící fázi na zdravé (Rt4). Pozd jší dosažení maxima AP složky reak ní síly v akcelera ní fázi (Rt5) na této kon etin
jsme nalezli pouze
pro chodidlo S. Pro vertikální složku reak ní síly jsou rozdíly mezi zdravými a postiženými kon etinami obdobné. Významný rozdíl v maximu této složky v akcelera ní fázi jsme nalezli i pro chodidlo F (tabulka 5). Tabulka 4 Hodnoty relativních asových parametr pro zdravou a postiženou kon etinu p i použití protetických chodidel SACH a Sure-flex Protéza
Sure-flex
SACH
Kon etina
Zdravá
Parametr
Pr m r
SD
Pr m r
SD
Pr m r
SD
Pr m r
SD
Rt2
52,35
0,44
57,14
0,71
47,97
0,44
50,67
0,71
Rt3
47,55
0,45
42,84
0,71
51,92
0,44
49,30
0,71
Rt4
21,45
0,76
31,82
0,95
24,52
0,76
38,88
0,95
Rt5
72,57
0,31
72,02
0,48
73,07
0,31
67,98
0,48
Rt6
21,92
0,40
24,60
0,58
18,49
0,40
28,40
0,58
Rt7
48,28
0,68
47,49
0,83
45,10
0,68
48,50
0,83
Rt8
77,78
0,18
75,38
0,64
77,26
0,18
70,74
0,64
Postižená
Zdravá
Postižená
Legenda pro tab. 4, 5: x – mediolaterální sm r, y – anteroposteriorní sm r, z – vertikální sm r, SD – sm rodatná odchylka, Rt2 – relativní as brzdící fáze (y), Rt3 – relativní as akcelera ní fáze (y), Rt4 – relativní as maximální síly v brzdící fázi (y), Rt5 – relativní as maximální síly v akcelera ní fázi (y), Rt6 – relativní as maximální síly v brzdící fázi (z), Rt7 – relativní as minima síly ve st edním a koncovém stoji (z), Rt8 – relativní as maximální síly v akcelera ní fázi (z), Flex – protetické chodidlo typu Sure-flex, Z x P – rozdíl mezi zdravou a protetickou kon etinou, F x S – rozdíl mezi chodidly Sure-flex a SACH, ** – rozdíl na 1 % hladin statistické významnosti, * – rozdíl na 5 % hladin statistické významnosti, + – tendence k rozdílu (p < 0,1).
81
Tabulka 5 Statisticky významné rozdíly mezi relativními asovými parametry Flex
SACH
Zdravá
Postižená
ZxP
ZxP
FxS
FxS
Rt2
<**
<*
>**
>**
Rt3
>**
>*
<**
<**
Rt4
<**
<**
<**
>**
>**
Kon etina
Rt5 Rt6
<**
Rt7
<**
>**
<**
<*
Rt8
>**
>**
>**
Porovnání postižených kon etin p i použití protetických chodidel SACH (S) a Sure-flex (F) Brzdící fáze trvá vzhledem k celkové délce trvání stojné fáze déle p i použití chodidla F (57 %), akcelera ní p i použití chodidla S (49 %). Maximum AP složky reak ní síly v brzdící fázi nastává u F vzhledem k trvání této fáze d íve (F – 31 %, S – 38 %), v akcelera ní fázi pozd ji (F – 72 %, S – 68 %). Stejné výsledky jsme obdrželi i pro vertikální složku reak ní síly. Porovnání zdravých kon etin p i použití protetických chodidel SACH a Sure-flex Na zdravé kon etin je brzdící fáze delší a akcelera ní fáze kratší p i použití chodidla F. Maximum vertikální složky v brzdící fázi nastává p i použití chodidla F na zdravé kon etin d íve.
5.1.3 Úhlové parametry ch ze p i použití protetických chodidel SACH a Sure-flex Hlezenní kloub (protetický kotník) U všech sledovaných parametr jsou v souboru velké interindividuální rozdíly (tabulka 6). Na za átku stojné fáze bylo maximum plantární flexe (Amax1) v tší na postižené kon etin p i použití chodidla F. Dorzální flexe (Amin) byla p i použití chodidla S na postižené kon etin
menší
vzhledem
k postižené
i
nepostižené
kon etin
pi
použití
chodidla F (obrázek 16). Velikost maxima plantární flexe v záv ru stojné fáze (Amax2) se pro žádnou ze sledovaných skupin významn neliší (tabulka 7). Rozsah pohybu hlezenního 82
kloubu se mezi nepostiženou a postiženou kon etinou p i použití dynamického chodidla neliší. P i použití klasického typu protézy je na postižené kon etin rozsah pohybu menší. Kolenní kloub V úhlových hodnotách parametr kolenního kloubu jsme ani na zdravé ani na postižené kon etin nenalezli žádný významný rozdíl mezi pokusy, kdy bylo použito klasické a kdy dynamické chodidlo. Významné rozdíly jsem nalezli pouze mezi zdravou a postiženou kon etinou a to p i použití obou typ protetických chodidel. Hodnota maxima flexe v kolenním kloubu je ve stojné fázi menší na postižené kon etin (obrázek 17). Ve švihové fázi dosahuje flexe v kolenním kloubu vyšších hodnot na postižené kon etin . P i použití chodidla S je na postižené kon etin v tší také celkový rozsah pohybu. Ky elní kloub Stejn jako u kolenního kloubu i v p ípad ky elního kloubu jsme nenalezli významné rozdíly v úhlových parametrech zp sobené použitím r zného typu protetického chodidla. Na postižené kon etin
je p i použití obou typ
protetických chodidel maximum flexe
v ky elním kloubu v tší, maximum extenze ky elního kloubu je naopak menší (obrázek 18). Obrázek 16 Zm na úhlu v hlezenním kloubu (protetickém kotníku) v pr b hu krokového cyklu p i použití protetických chodidel SACH a Sure-flex na zdravé i postižené kon etin
Plantární flexe
15
5
0 0
6
12
18 24
30
36
42 48
54
60 66
72
78
84 90
-5
Dorzální flexe
Stupn
10
96
FZ FP SZ SP
-10
-15
-20
% krokového cyklu
Legenda k obr. 16, 17, 18: FZ – zdravá kon etina p i použití chodidla Sure-flex, FP – postižená kon etina p i použití chodidla Sure-flex, SZ – zdravá kon etina p i použití chodidla SACH, SP – postižená kon etina p i použití chodidla SACH. 83
Tabulka 6 Hodnoty úhlových parametr pro zdravou a postiženou kon etinu p i použití protetických chodidel SACH a Sure-flex Protéza
Sure-flex
SACH
Kon etina
Zdravá
Parametr
Pr m r
SD
Pr m r
SD
Pr m r
SD
Pr m r
SD
Amax1
5,4
4,29
6,0
3,13
4,4
2,91
3,9
3,02
Amin
-13,2
5,30
-15,0
3,71
-15,5
5,45
-6,6
2,82
Amax2
17,0
8,60
13,8
6,60
16,2
8,56
14,3
7,58
AR
30,4
10,55
29,1
8,33
31,9
8,85
21,1
7,59
Kmax1
18,8
0,42
12,8
0,40
20,6
0,42
12,8
0,40
Kmin
0,7
0,49
2,1
0,49
0,7
0,49
1,5
0,49
Kmax2
59,5
0,48
62,5
1,05
58,9
0,48
65,6
1,05
KR
58,8
0,77
60,5
1,15
58,2
0,77
64,1
1,15
Hmax
23,6
0,25
31,1
0,45
23,6
0,25
30,8
0,45
Hmin
-20,4
0,27
-14,5
0,23
-19,5
0,27
-13,6
0,23
HR
44,0
0,31
45,7
0,46
43,1
0,31
44,4
0,46
Postižená
Zdravá
Postižená
Legenda pro tab. 6, 7: SD – sm rodatná odchylka, Amax1 – maximum plantární flexe v hlezenním kloubu ve stádiu zat žování, Amin – maximum dorsální flexe (znaménko – ) v hlezenním kloubu, Amax2 – maximum plantární flexe v hlezenním kloubu na konci stojné fáze, AR – rozsah pohybu v hlezenním kloubu, Kmax1 – maximum flexe v kolenním kloubu ve stojné fázi, Kmin – maximum extenze (znaménko – ) v kolenním kloubu, Kmax2 –maximum flexe v kolenním kloubu ve švihové fázi, KR – rozsah pohybu v kolenním kloubu, Hmax – maximum flexe v ky elním kloubu, Hmin – maximum extenze (znaménko – ) v ky elním kloubu, HR – rozsah pohybu v ky elním kloubu, Flex – protetické chodidlo typu Sure-flex, Z x P – rozdíl mezi zdravou a protetickou kon etinou, F x S – rozdíl mezi chodidly Sure-flex a SACH, ** – rozdíl na 1 % hladin statistické významnosti, * – rozdíl na 5 % hladin statistické významnosti, + – tendence k rozdílu (p < 0,1).
84
Tabulka 7 Statisticky významné rozdíly mezi úhlovými parametry Kon etina
Flex
SACH
Zdravá
Postižená
ZxP
ZxP
FxS
FxS
Amax1
>*
Amin
>**
<+
>**
Amax2 AR
>**
Kmax1
>**
Kmin
<+
Kmax2
<*
KR
>**
>** <+
<** <**
Hmax
<**
<**
Hmin
>**
>**
HR
<+
Poznámka: pokud jsou hodnoty n kterých parametr
záporné, porovnáváme rozdíl
absolutních hodnot t chto veli in. Obrázek 17 Zm na úhlu v kolenním kloubu v pr b hu krokového cyklu p i použití protetických chodidel SACH a Sure-flex na zdravé i postižené kon etin 70 60
Stupn
50
FZ
40
FP SZ
30
SP
20
10
0 0
5 10 15 20 25 30 35 40 45 50 55 60 65 70 75 80 85 90 95 100
% krokového cyklu
85
Obrázek 18 Zm na úhlu v ky elním kloubu v pr b hu krokového cyklu p i použití protetických chodidel SACH a Sure-flex na zdravé i postižené kon etin 40
Flexe
30
20
FZ FP
Stupn
10
SZ
Extenze
0 0
5 10 15 20 25 30 35 40 45 50 55 60 65 70 75 80 85 90 95 100
SP
-10
-20
-30
% krokového cyklu
5.1.4 Reak ní síla a impuls síly p i použití protetických chodidel SACH a Sure-flex V oblasti dynamografie jsme hodnotili velikost složek reak ní síly ve vybraných okamžicích krokového cyklu a velikost silového impulsu v jeho vybraných fázích. Složky reak ní síly byly vztaženy k tíhové síle t la (FREA/G). Pr b hy anteroposteriorní a vertikální složky reak ní síly u osob s amputací p i použití obou typ
chodidel jsou na obrázcích
19 a 20. íselné hodnoty jsou uvedeny v tabulkách 8 a 9. Maximální hodnoty reak ní síly v brzdící i akcelera ní fázi jsou na zdravé kon etin vyšší pro anteroposteriorní i vertikální složku reak ní síly. Výjimku tvo í maximum vertikální složky v brzdící fázi p i použití chodidla F, kde jsou hodnoty zdravé a postižené kon etiny srovnatelné. Minimální hodnota vertikální složky reak ní síly (RF7), která nastává mezi dv ma maximy, je vyšší na postižené kon etin . Z toho vyplývá, že dynami nost pohybu s významn jším st ídáním minima a maxima je v tší na zdravé kon etin . Odchylky od zdravé kon etiny jsou na F menší.
86
Tabulka 8 Hodnoty parametr reak ní síly a impulsu síly pro zdravou a postiženou kon etinu p i použití protetických chodidel SACH a Sure-flex Protéza
Sure-flex
SACH
Kon etina
Zdravá
Parametr
Pr m r
SD
Pr m r
SD
Pr m r
SD
Pr m r
SD
RF3
-0,178
0,0027
-0,146
0,0026
-0,205
0,0027
-0,162
0,0025
RF4
0,198
0,0017
0,139
0,0022
0,191
0,0016
0,137
0,0021
RF5
1,054
0,0076
1,050
0,0082
1,196
0,0074
1,031
0,0080
RF6
1,055
0,0069
0,972
0,0050
1,071
0,0068
0,955
0,0049
RF7
0,699
0,0063
0,745
0,0071
0,673
0,0062
0,753
0,0069
I3
-25,746
0,4361
-19,489
0,4224
-26,467
0,4263
-18,654
0,4129
I4
25,816
0,3203
17,479
0,3609
26,616
0,3131
16,100
0,3528
I5
213,371
5,0501
200,356
6,3424
223,810
4,9366
206,837
6,1999
I6
224,679
4,8971
212,601
6,1062
237,606
4,7870
199,170
5,9690
I7
438,050
3,1027
412,957
3,4002
461,417
3,0330
406,007
3,3237
Postižená
Zdravá
Postižená
Legenda pro tab. 8, 9: x – mediolaterální sm r, y – anteroposteriorní sm r, z – vertikální sm r, SD – sm rodatná odchylka, RF3 – maximální síla v brzdící fázi (y), RF4 – maximální síla v akcelera ní fázi (y), RF5 – maximální síla v brzdící fázi (z), RF6 – maximální síla v akcelera ní fázi (z), RF7 – minimum síly ve st edním a koncovém stoji (z), I1 – silový impuls, mediální (x), I2 – silový impuls laterální (x), I3 – silový impuls v brzdící fázi (y), I4 – silový impuls v akcelera ní fázi (y), I5 – silový impuls v brzdící fázi (z), I6 – silový impuls v akcelera ní fázi (z), I7 – celkový silový impuls (z), Flex – protetické chodidlo typu Sure-flex, Z x P – rozdíl mezi zdravou a protetickou kon etinou, F x S – rozdíl mezi chodidly Sure-flex a SACH, ** – rozdíl na 1 % hladin
statistické významnosti, * – rozdíl
na 5 % hladin statistické významnosti, + – tendence k rozdílu (p < 0,1), relativní silové parametry jsou bez jednotky, impuls síly je v N.s. Velikost sledovaných impuls
síly je v tší ve všech p ípadech (ve sm ru vertikálním
a anteroposteriorním) na zdravé kon etin . Rozdíl mezi chodidlem S a zdravou kon etinou je v tší než p i použití chodidla F. Pro velikost AP silového impulsu v brzdící a akcelera ní fázi jsou rozdíly pro ob chodidla významné. Totéž platí také pro celkový impuls síly u vertikální složky reak ní síly. P i použití chodidel S a F jsme v silových parametrech na postižené kon etin našli minimum rozdíl . Maximum AP složky v brzdící fázi je v tší p i použití S, silový impuls v akcelera ní fázi je v tší pro F.
87
Tabulka 9 Statisticky významné rozdíly silových parametr a parametr impulsu síly Flex
SACH
Zdravá
Postižená
ZxP
ZxP
FxS
FxS
RF3
>**
>**
<**
<**
RF4
>**
>**
Kon etina
RF5
>**
RF6
>**
>**
RF7
<**
<**
I3
>**
>**
I4
>**
>**
<**
>+
>**
I5 I6 I7
>** >**
>**
<**
Poznámka: pokud jsou n které hodnoty n kterých parametr záporné, porovnáváme rozdíl absolutních hodnot t chto veli in. Obrázek 19 Grafické znázorn ní závislosti anteroposteriorní složky reak ní síly na ase
Legenda k obr. 19, 20: FZ – zdravá kon etina p i použití chodidla Sure-flex, FP – postižená kon etina p i použití chodidla Sure-flex, SZ – zdravá kon etina p i použití chodidla SACH, SP – postižená kon etina p i použití chodidla SACH, FREA/G – reak ní síla vyd lená tíhovou silou.
88
Obrázek 20 Grafické znázorn ní závislosti vertikální složky reak ní síly na ase
Na zdravé kon etin nastává maximum reak ní síly (anteroposteriorní i vertikální složka) d íve p i použití chodidla F. Celkový silový impuls (vertikální složka) je na zdravé kon etin v tší p i použití chodidla S. Hodnoty úhlových a silových parametr
se mohou lišit mezi jednotlivými probandy.
Pro každého z nich m že být vhodný odlišný typ chodidla. P ehled hodnot kinematických a dynamických parametr ch ze pro každého jednotlivce jsou uvedeny v p íloze 1.
5.1.5 Analýza tlakových sil na kontaktu chodidla s podložkou p i použití protetických chodidel SACH a Sure-flex P ehled statisticky významných rozdíl
v asových a silových parametrech je uveden
v tabulce 10. Pr m rné hodnoty a sm rodatné odchylky všech sledovaných parametr jsou uvedeny v p íloze 2. Srovnání zdravé (Z) a postižené (P) kon etiny Pata: Zatížení této oblasti kon í pozd ji na zdravé kon etin pro oba typy protetických chodidel (obrázek 21). Rozdíl mezi zdravou kon etinou a kon etinou s dynamickým typem chodidla je menší než je tomu u klasického chodidla. Také pom r doby kontaktu paty a trvání stojné fáze (% Contact) je vyšší u nepostižené kon etiny, zejména p i využití protetického chodidla S (F: Z – 56 %, P – 52 %; S: Z – 61 %, P – 46 %). U kon etiny s protézou dochází na za átku kontaktu paty k pomalejšímu nár stu síly. Velikost maxima se však neliší. P i využití protetického chodidla S pak nastává maximální zatížení postižené kon etiny v této
89
oblasti pozd ji (Z – 17,3 %, P – 25,6 %). Intraindividualní variabilita asových parametr je v tší u zdravé kon etiny. Tabulka 10 Statisticky významné rozdíly mezi tlakovými a asovými parametry ch ze Oblast
Parametr
Sure-flex
SACH
Zdravá
Postižená
ZxP
ZxP
FxS
FxS
Pata
End Time
> **
> **
< **
> **
Pata
%Contact
> **
> **
< **
> **
Pata
%Peak
Pata
F average
Pata
%Load Time
< **
< **
< **
St edonoží
Start Time
<*
< **
< **
St edonoží
End Time
> **
St edonoží
Fmax
< **
< **
St edonoží
F average
< **
< **
St edonoží
%Load Time
> **
St edonoží
Load Rate
< **
< **
< **
P ednoží
Start Time
< **
< **
< **
P ednoží
%Contact
> **
> **
> **
P ednoží
%Peak
> **
P ednoží
Load Rate
< **
< **
< ** < **
<*
< **
<* < **
Legenda: Start time – as za átku zat žování oblasti, End time – as konce zat žování oblasti, % Contact – doba kontaktu dané oblasti vzhledem k trvání stojné fáze, % Peak – doba od za átku stojné fáze po okamžik maximálního zatížení oblasti vzhledem k trvání stojné fáze, Fmax – maximální síla ve specifické oblasti, F average – pr m rná síla ve specifické oblasti, % Load time – doba od za átku zat žování oblasti po okamžik maximálního zatížení oblasti vzhledem k dob zat žování oblasti, Load rate – rychlost zatížení (velikost maximální síly ve specifické oblasti vzhledem k dob , kdy došlo k jejímu nár stu), Z x P – rozdíl mezi zdravou a protetickou kon etinou, F x S – rozdíl mezi chodidly Sure-flex a SACH, ** – rozdíl na 1 % hladin statistické významnosti, * – rozdíl na 5 % hladin statistické významnosti. St edonoží: Zatížení st ední oblasti nohy za íná d íve u nepostižené kon etiny p i ch zi s ob ma typy protetických chodidel. U kon etiny s protézou je st ední ást protetického chodidla zat žována pozd ji s ob ma typy chodidel, s dynamickým typem d íve než s klasickým (parametr Start time). U kon etiny s dynamickým typem protézy je 90
zat žování st ední ásti ukon eno d íve než u zdravé kon etiny nebo u postižené kon etiny s klasickým typem chodidla. K významnému nár stu síly dochází v této ásti na postižené kon etin p i použití chodidla S (obrázek 22). P ednoží: Zat žování této oblasti za íná d íve na zdravé kon etin (obrázek 23). Délka zat žování p ednoží vzhledem k trvání stojné fáze je na zdravé kon etin v tší (F: Z – 87 %, P – 75 %; S: Z – 88 %, P – 69 %). K dosažení maxima tlakové síly v této oblasti dochází nejd íve u postižené kon etiny p i použití dynamického typu chodidla. Obrázek 21 Zm na zatížení na pat v pr b hu stojné fáze
Legenda k obr. 21, 22, 23: FZ – zdravá kon etina p i použití chodidla Sure-flex, FP – postižená kon etina p i použití chodidla Sure-flex, SZ – zdravá kon etina p i použití chodidla SACH, SP – postižená kon etina p i použití chodidla SACH. Srovnání postižených kon etin p i využití dynamického a klasického typu chodidla Rozdíly jsou dány zejména odlišnou konstrukcí chodidel. Pata: Doba zatížení této oblasti je v tší p i použití dynamického typu chodidla, ímž se více blíží dob zatížení na zdravé kon etin . Maximální zatížení paty nastává vzhledem k délce trvání stojné fáze pozd ji p i použití chodidla S (F – 20 %, S – 26 %). Velikost tohoto parametru se p i použití chodidla F op t více blíží hodnotám na zdravé kon etin . St edonoží: Za átek i konec zat žování této oblasti nastává d íve u dynamického typu chodidla. Velikost zatížení je výrazn vyšší u klasického chodidla (obrázek 22).
91
P ednoží: V této oblasti jsme mezi parametry p i použití klasického a dynamického typu chodidla nalezli nejmén rozdíl . Zat žování p ednoží za íná d íve p i použití dynamického typu (obrázek 23). Obrázek 22 Zm na zatížení ve st edonoží v pr b hu stojné fáze
Obrázek 23 Zm na zatížení v p ednoží v pr b hu stojné fáze
V tší je také doba zat žování této oblasti vzhledem k délce stojné fáze (F – 75 %, S – 69 %). Tato hodnota se op t více blíží hodnotám na nepostižené kon etin . Také k dosažení maxima dochází d íve p i použití chodidla F. Srovnání zdravých kon etin p i využití dynamického a klasického typu chodidla Rozdíly mezi sledovanými parametry na zdravé kon etin
p i použití klasického
a dynamického chodidla jsme nalezli pouze v patní ásti. Zdravá kon etina je p i použití chodidla SACH zat žována více a déle.
92
Trajektorie p sobišt reak ní síly (COP) Trajektorie p sobišt reak ní síly b hem stojné fáze krokového cyklu p i opakovaných pokusech ch ze dvou osob s transtibiální amputací je na obrázku 24. Obrázek 24 Srovnání trajektorie COP u vybraných osob v opakovaných pokusech
Legenda: FZ – zdravá kon etina p i použití chodidla Sure-flex, FP – postižená kon etina p i použití chodidla Sure-flex, SZ – zdravá kon etina p i použití chodidla SACH, SP – postižená kon etina p i použití chodidla SACH. P i statistickém porovnání jsme zkoumali maximální odchylku COP v laterálním a mediálním sm ru od osy chodidla. P i použití obou typ chodidel jsme nalezli významné
93
rozdíly mezi postiženou a zdravou kon etinou (p<0,01) v mediálním sm ru i v laterálním sm ru. Mediolaterální odchylka je nejmenší na postižené kon etin p i použití chodidla Sure-flex.
5.1.6 Vyjád ení k hypotézám H01 a H02 H01: Provedení ch ze se u osob s transtibiální amputací na postižené a nepostižené kon etin neliší. Významný rozdíl (p < 0,05) mezi zdravou a postiženou kon etinou jsme nalezli tém ve všech zkoumaných parametrech (s výjimkou Amax1, Rt7 a F average na pat ). Hypotézu H01 zamítáme, provedení ch ze se na postižené a nepostižené kon etin liší. H02: Provedení ch ze se u osob s transtibiální amputací p i použití klasického chodidla typu SACH a dynamického chodidla typu Sure-flex neliší. V naší studii jsme nalezli statisticky významné rozdíly p i použití klasického a dynamického chodidla v tém
polovin
zkoumaných parametr
v oblasti kinematické
i dynamické. Hypotézu H02 zamítáme, provedení ch ze se p i použití klasického chodidla typu SACH a dynamického chodidla typu Sure-flex liší.
94
5.2 Vliv nastavení protetického chodidla a protézy 5.2.1
asové
parametry
ch ze
p i
r zných
nastaveních
protézy
a protetického chodidla Pr m rné velikosti jednotlivých parametr
jsou uvedeny v tabulce 11, statisticky
významné rozdíly v tabulce 12. Trvání stojné (Stance) a švihové fáze (Swing) je na obou kon etinách nejmenší p i nastavení do zvýšené dorzální flexe. Trvání švihové fáze se p i r zných nastaveních na postižené kon etin významn liší a na zdravé kon etin neliší. U trvání stojné fáze jsme nalezli významné rozdíly mezi nastaveními na zdravé i postižené kon etin . Rozdíly se objevily zejména mezi nastavením do dorzální flexe a optimálním nastavením. P i nastavení protetického chodidla do zvýšené dorzální flexe bylo dosaženo nejnižších hodnot trvání stojné fáze na zdravé i postižené kon etin . Tyto údaje signalizují, že p i tomto nastavení dochází ke zrychlení ch ze. To potvrzuje také v tší frekvence kroku. Je zajímavé, že jediný významný rozdíl mezi zdravou a postiženou kon etinou (trvání švihové fáze) jsme nalezli p i optimálním nastavení. Tabulka 11 Hodnoty asových parametr pro jednotlivá nastavení Parametr
Kon etina Zdravá % Stance Postižená Zdravá Stance (s) Postižená Zdravá Swing (s) Postižená Frekvence(krok/min)
Nastavení 1 Nastavení 2 Nastavení 3 Nastavení 4 Pr m r SD Pr m r SD Pr m r SD Pr m r SD 66,1 4,32 65,4 3,36 65,7 3,71 65,4 3,72 65,2 3,82 65,6 4,55 65,3 3,30 64,9 4,99 0,87 0,13 0,85 0,15 0,86 0,13 0,85 0,15 0,86 0,12 0,85 0,15 0,85 0,12 0,85 0,16 0,44 0,05 0,45 0,03 0,44 0,04 0,45 0,05 0,46 0,05 0,44 0,06 0,45 0,04 0,45 0,05 92,18 8,88 94,12 10,60 93,25 9,29 93,53 11,55
Nastavení 5 Pr m r SD 65,7 3,85 65,8 4,08 0,83 0,12 0,84 0,12 0,43 0,04 0,43 0,05 95,59 9,55
Legenda pro tab. 11, 12: SD – sm rodatná odchylka, Z x P – rozdíl mezi zdravou a postiženou kon etinou, 1-5 – nastavení 1-5, z1 – zdravá kon etina p i nastavení 1, p1 – postižená kon etina p i nastavení 1, % Stance – relativní trvání stojné fáze, Stance – trvání stojné fáze, Swing – trvání švihové fáze, Frekvence – frekvence kroku. Vzhledem k tomu, že relativní trvání švihové fáze má p ímý vztah k relativnímu trvání stojné fáze (jejich sou et je roven 100 %), omezili jsme se pouze na druhý z t chto parametr . U relativního trvání stojné fáze jsme nalezli minimum statisticky významných rozdíl . Relativní trvání stojné fáze je na obou kon etinách nejmenší p i nastavení chodidla
95
do zvýšené plantární flexe. Na nepostižené kon etin je nejv tší p i optimálním nastavení, na postižené p i nastavení do dorzální flexe. Tabulka 12 Statisticky významné rozdíly v asových parametrech mezi jednotlivými nastaveními a mezi hodnotami na zdravé a postižené kon etin (p < 0,05) Parametr % Stance Stance Swing Frekvence
Postižená 4<5 5<1 5<1,2,3,4; 2<4
Zdravá 4<1 5<3,1
ZxP
Z1
5.2.2 Analýza tlakových sil na kontaktu chodidla s obuví p i r zných nastaveních protézy a protetického chodidla Relativní doba kontaktu v daných oblastech (% Contact) P ehled hodnot parametru % Contact a statisticky významných rozdíl
je uveden
v tabulkách 13 a 14. P i všech nastaveních je relativní doba kontaktu ve všech sledovaných oblastech v tší na zdravé kon etin . Na postižené kon etin jsme nejvíce rozdíl v tomto parametru vzhledem k optimálnímu nastavení
nalezli
u
nastavení
protetického
chodidla
do
zvýšené
dorzální
flexe
(v 7 z 8 sledovaných oblastí byl rozdíl významný). Na pat je relativní doba kontaktu s podložkou u tohoto nastavení delší, v oblasti metatarz
a palce je naopak kratší.
P i prodloužení protézy o 1 cm byla relativní doba zatížení na postižené kon etin vzhledem k optimálnímu nastavení kratší na 1., 2. a 5. metatarzu. Na zdravé kon etin byla relativní doba kontaktu delší v mediální ásti paty p i nastavení protetického chodidla do dorzální a plantární flexe. V oblasti metatarz jsme nejvíce rozdíl vzhledem k optimálnímu nastavení nalezli u nastavení do zvýšené dorzální flexe (hodnoty jsou vyšší).
96
Tabulka 13 Hodnoty doby zatížení (% Contact) ve zkoumaných oblastech chodidla (protézy) pro jednotlivá nastavení % Contact oblast kon etina postižená MH zdravá postižená LH zdravá postižená M5 zdravá postižená M4 zdravá postižená M3 zdravá postižená M2 zdravá postižená M1 zdravá postižená T1 zdravá
Nastavení 1 Nastavení 2 Nastavení 3 Nastavení 4 Nastavení 5 pr m r SD pr m r SD pr m r SD pr m r SD pr m r SD 56,4 21,22 57,0 17,82 58,6 18,57 54,3 23,07 64,1 18,07 78,0 22,70 83,3 16,92 80,5 21,29 85,0 18,77 86,8 17,52 54,2 19,84 57,9 18,23 58,9 16,33 51,8 22,97 63,1 15,59 83,6 22,69 87,2 17,74 82,9 22,80 88,0 18,91 84,8 20,68 81,9 20,15 87,0 15,92 74,4 28,30 79,2 25,84 67,5 31,47 96,1 7,23 95,7 8,02 97,0 4,58 95,1 9,78 96,3 7,59 60,4 26,90 60,8 29,74 59,0 31,47 58,8 30,84 58,7 32,49 9,32 95,0 6,35 94,0 9,61 95,1 8,19 89,4 12,81 90,8 57,3 23,39 58,6 22,96 55,6 24,21 57,3 25,18 51,1 25,50 85,4 15,91 85,2 20,65 90,1 13,09 88,3 16,14 90,3 14,08 60,9 22,01 52,6 23,52 49,8 21,91 61,7 23,40 44,6 19,93 80,9 18,61 84,7 16,53 86,5 15,05 86,1 14,16 88,7 12,55 71,0 24,70 66,1 27,06 63,6 25,87 74,8 24,03 61,0 26,81 8,74 92,0 11,87 92,6 13,31 93,8 10,33 92,7 12,82 96,1 83,7 15,19 77,9 16,86 77,5 19,29 84,8 12,88 69,8 20,82 62,9 31,35 69,3 25,02 67,8 25,20 74,0 24,88 77,9 22,89
Legenda k tabulkám 13 – 22: SD – sm rodatná odchylka, MH – mediální
ást paty,
LH – laterální ást paty, M1-M5 – 1. až 5. metatarsus, T1 – palec, Z x P – statisticky významný rozdíl mezi zdravou a postiženou kon etinou, z – zdravá kon etina, p – postižená kon etina.
Tabulka 14 Statisticky významné rozdíly v dob zatížení mezi jednotlivými nastaveními a mezi hodnotami na zdravé a postižené kon etin Oblast MH LH M5 M4 M3 M2 M1 T1
Postižená 4,1,2<5 4<3,5; 1<5 5<3,4,1,2; 3<1,2
Zdravá 1<4,5
5<4,1,2 5<2<1,4; 3<1,4 5,3<1,4; 2<4 5<3,2<4; 5<1
1,2<3,5 1<5 1<5 1<3,2<5; 1<4
ZxP Z>P (1,2,3,4,5) Z>P (1,2,3,4,5) Z>P (1,2,3,4,5) Z>P (1,2,3,4,5) Z>P (1,2,3,4,5) Z>P (1,2,3,4,5) Z>P (1,2,3,4,5)
Maximum tlaku (Pmax) V oblastech paty a 3.-5. metatarzu je maximum tlaku vždy v tší na zdravé kon etin p i všech nastaveních (tabulky 15 a 16). Na 1. metatarzu a palci je naopak, s výjimkou nastavení do plantární flexe, v tší maximum tlaku na postižené kon etin . 97
Na postižené kon etin
jsme nalezli vzhledem k optimálnímu nastavení minimum
významných rozdíl . Od optimálního nastavení se nejvíce lišilo nastavení chodidla do zvýšené plantární flexe, p i kterém bylo významn
menší maximum tlaku v oblasti
1. metatarzu a v tší na palci. Na mediální
ásti paty zdravé kon etiny bylo v tší maximum tlaku vzhledem
k optimálnímu nastavení p i nastaveních protetického chodidla do dorzální a plantární flexe. Podobn také v oblasti 1. metatarzu byly hodnoty maxima tlaku v tší p i t chto nastaveních, navíc také v p ípad prodloužení protézy. Tabulka 15 Hodnoty maxima tlaku (Pmax) ve zkoumaných oblastech chodidla (protézy) pro jednotlivá nastavení Pmax oblast kon etina postižená MH zdravá postižená LH zdravá postižená M5 zdravá postižená M4 zdravá postižená M3 zdravá postižená M2 zdravá postižená M1 zdravá postižená T1 zdravá
Nastavení 1 Nastavení 2 Nastavení 3 Nastavení 4 Nastavení 5 pr m r SD pr m r SD pr m r SD pr m r SD pr m r SD 15,0 10,21 13,8 6,40 13,9 6,33 13,6 7,39 16,5 9,12 18,0 5,99 19,3 6,56 20,0 7,11 21,1 6,20 22,1 9,31 16,7 13,96 16,6 13,64 16,2 12,49 15,3 12,09 18,0 14,73 18,1 6,27 19,2 6,90 19,4 6,99 20,1 6,96 20,1 8,01 5,5 4,16 5,2 5,07 5,2 4,96 4,9 4,36 4,5 4,30 7,92 12,8 5,81 10,7 6,23 10,6 7,30 12,2 11,65 10,8 6,7 5,19 6,2 6,40 6,6 6,66 6,2 6,13 5,5 5,47 12,1 5,57 10,8 5,46 12,9 5,91 11,3 4,80 11,1 5,24 9,3 5,87 8,5 5,93 8,3 6,25 7,8 5,47 7,7 6,00 12,4 5,87 12,2 6,82 13,7 7,11 12,6 5,46 12,4 5,76 12,5 7,39 11,1 6,38 10,8 5,91 10,8 6,76 11,8 7,52 12,6 5,58 13,0 5,44 14,3 5,20 13,9 5,08 13,2 4,68 10,6 5,26 9,6 5,24 9,3 4,76 8,6 4,64 10,3 4,72 12,7 5,06 14,2 6,12 15,5 6,21 17,0 7,66 16,2 8,20 12,6 6,32 14,6 8,77 12,4 6,03 15,8 9,54 14,0 6,73 8,5 6,04 9,7 6,15 9,0 5,74 9,3 5,48 9,1 6,05
Tabulka 16 Statisticky významné rozdíly v maximech tlaku mezi jednotlivými nastaveními a mezi hodnotami na zdravé a postižené kon etin Oblast MH LH M5 M4 M3 M2 M1 T1
Postižená
Zdravá 1<4,5 5<3 2,5,4<3
5<1 4<5,1 3,1<2,4
1,2<5,4; 1<3
ZxP Z>P (1,2,3,4,5) Z>P (2,3,4,5) Z>P (1,2,3,4,5) Z>P (1,2,3,4,5) Z>P (1,2,3,4,5) Z>P (2,3,4) P>Z (1,2,3,5) P>Z (1,2,3,4,5)
98
Tlakový impuls (Impulse) Hodnoty tlakového impulsu jsou ve všech zkoumaných oblastech v tší na zdravé kon etin (tabulky 17 a 18). Významné rozdíly v hodnotách tlakového impulsu na postižené kon etin jsme vzhledem k hodnotám optimálního nastavení nalezli v oblastech 1. a 3. metatarzu u nastavení do zvýšené dorzální flexe a s prodlouženou délkou protézy. V oblasti palce byl na postižené kon etin v tší tlakový impuls p i nastavení do plantární flexe. Tabulka 17 Hodnoty tlakového impulsu (Impulse) ve zkoumaných oblastech chodidla (protézy) pro jednotlivá nastavení oblast MH LH M5 M4 M3 M2 M1 T1
Impulse kon etina postižená zdravá postižená zdravá postižená zdravá postižená zdravá postižená zdravá postižená zdravá postižená zdravá postižená zdravá
nastavení 1 pr m r SD 3,0 2,57 5,6 4,18 3,5 3,22 5,4 3,19 1,7 1,48 4,7 4,31 1,7 1,54 4,7 2,62 2,4 1,84 4,5 2,50 3,4 2,39 4,2 2,37 3,5 2,63 4,2 2,01 2,5 1,41 2,4 2,20
nastavení 2 pr m r SD 2,7 1,76 6,6 3,79 3,3 2,81 6,2 3,10 1,5 1,66 4,1 2,95 1,6 1,84 4,2 2,32 2,1 1,76 4,4 2,74 2,8 2,54 4,3 2,35 2,8 2,62 4,8 2,63 2,7 2,04 2,6 2,18
nastavení 3 pr m r SD 3,0 1,97 5,4 3,17 3,6 3,10 5,1 2,60 1,6 1,58 4,5 2,02 1,7 1,95 5,0 2,57 1,9 1,83 4,9 2,85 2,4 1,96 4,8 2,15 2,6 2,52 5,0 2,19 2,4 1,98 2,5 2,27
nastavení 4 pr m r SD 2,7 2,05 7,1 4,12 3,1 2,41 6,4 3,29 1,5 1,48 4,3 2,46 1,8 2,13 4,7 2,55 2,1 1,78 4,9 2,77 3,2 2,65 5,1 2,50 2,8 2,58 6,0 3,12 3,4 2,10 3,0 2,26
nastavení 5 pr m r SD 4,1 2,88 6,6 3,80 4,3 3,68 6,0 3,30 1,2 1,43 3,9 2,46 1,3 1,47 4,3 2,29 1,8 1,64 4,5 2,42 2,8 2,55 4,8 2,28 2,7 2,37 6,0 3,45 2,5 1,79 2,8 2,18
Tabulka 18 Statisticky významné rozdíly v tlakovém impulsu mezi jednotlivými nastaveními a mezi hodnotami na zdravé a postižené kon etin Oblast MH LH M5 M4 M3 M2 M1 T1
Postižená 4,2<5 4<5
5<1 3<1 3,5<1 3,1,5,2<4
Zdravá 3,1<2,5,4 3>2,4 5<1 2,5<3 1<4 1<3<5,4; 2<5,4
ZxP Z>P (1,2,3,4,5) Z>P (1,2,3,4,5) Z>P (1,2,3,4,5) Z>P (1,2,3,4,5) Z>P (1,2,3,4,5) Z>P (1,2,3,4,5) Z>P (1,2,3,4,5)
99
V hodnotách tlakového impulsu na zdravé kon etin
jsme vzhledem k hodnotám
p i optimálním nastavení nalezli nejvíce rozdíl u nastavení chodidla do zvýšené plantární flexe (zatížení je v tší na mediální ásti paty, na 1. a 2. metatarzu) a nastavení chodidla do zvýšené dorzální flexe (zatížení je v tší na mediální ásti paty a 1. metatarzu a menší na 5. metatarzu). Mediální ást paty a 1. metatarzus jsou oblasti, kde jsou hodnoty tlakového impulsu zvýšené vzhledem k optimálnímu nastavení u t ech nastavení. Rychlost zatížení (Load rate) V oblasti paty (mediální i laterální do plantární flexe, laterální
ást) je s výjimkou jednoho p ípadu (nastavení
ást paty) vždy rychlost zatížení v tší na zdravé kon etin
(tabulky 19 a 20). Naopak v oblasti 1. a 2. metatarzu je rychlost zatížení na postižené kon etin v tší. V oblasti paty na postižené kon etin
jsme vliv r zného nastavení protézy nebo
protetického chodidla neprokázali. V oblasti metatarz se od hodnot optimálního nastavení liší nejvíce nastavení do dorzální flexe. Rychlost zatížení je p i tomto nastavení v tší na 1. ,2. a 3. metatarzu a na palci a menší na 5. metatarzu. Tabulka 19 Hodnoty rychlosti zatížení (Load rate) ve zkoumaných oblastech chodidla (protézy) pro jednotlivá nastavení Load rate oblast kon etina postižená MH zdravá postižená LH zdravá postižená M5 zdravá postižená M4 zdravá postižená M3 zdravá postižená M2 zdravá postižená M1 zdravá postižená T1 zdravá
nastavení 1 pr m r SD 0,25 0,13 0,43 0,31 0,29 0,16 0,52 0,45 0,06 0,07 0,07 0,06 0,06 0,06 0,08 0,09 0,06 0,07 0,07 0,09 0,07 0,06 0,06 0,04 0,07 0,04 0,04 0,02 0,03 0,02 0,04 0,02
nastavení 2 pr m r SD 0,29 0,15 0,49 0,33 0,34 0,20 0,55 0,45 0,06 0,09 0,06 0,05 0,05 0,09 0,06 0,06 0,07 0,05 0,06 0,05 0,08 0,09 0,05 0,03 0,07 0,07 0,04 0,02 0,03 0,02 0,03 0,02
nastavení 3 pr m r SD 0,34 0,58 0,74 0,73 0,37 0,50 0,75 0,73 0,03 0,12 0,10 0,07 0,05 0,09 0,09 0,07 0,07 0,05 0,07 0,05 0,09 0,05 0,06 0,04 0,08 0,07 0,04 0,02 0,03 0,02 0,03 0,02
100
nastavení 4 pr m r SD 0,28 0,20 0,47 0,27 0,41 0,38 0,49 0,35 0,06 0,15 0,07 0,05 0,09 0,14 0,07 0,06 0,06 0,06 0,06 0,05 0,07 0,06 0,06 0,04 0,10 0,11 0,05 0,03 0,03 0,02 0,03 0,02
nastavení 5 pr m r SD 0,35 0,41 0,62 0,53 0,32 0,24 0,71 0,74 0,02 0,11 0,09 0,23 0,07 0,09 0,06 0,05 0,08 0,08 0,07 0,06 0,10 0,10 0,06 0,04 0,10 0,07 0,05 0,02 0,04 0,02 0,03 0,02
Tabulka 20 Statisticky významné rozdíly v rychlosti zatížení mezi jednotlivými nastaveními a mezi hodnotami na zdravé a postižené kon etin Oblast MH LH M5 M4 M3 M2 M1 T1
Postižená
5<1,2 3,2,1<4 1,4<5 4,1<5 1,2<4,5; 3<5 1,3,4<5; 1<2
Zdravá 1,2,4<3<5 4,1,2<5,3 2<3
ZxP Z>P (1,2,3,4,5) Z>P (1,2,3,5) Z>P (3,5) Z>P (1,3); P>Z (4) Z>P (1); P>Z (5) P>Z (1,2,3,5) P>Z (1,2,3,4,5) Z>P (1)
Na zdravé kon etiny jsme nalezli rozdíly vzhledem k optimálnímu nastavení pouze na pat . Rychlost zatížení je v obou ástech paty v tší p i nastavení protetického chodidla do zvýšené dorzální flexe a p i prodloužení protézy. Relativní zatížení jednotlivých ástí chodidla (Comp) S výjimkou nastavení do dorzální flexe, je p i všech nastaveních v mediální ásti paty v tší zatížení na zdravé kon etin a v laterální ásti v tší na postižené kon etin (tabulky 21 a 22). Tém
u všech nastavení je také v tší zatížení na zdravé kon etin na 4. a 5. metatarzu a v tší
na postižené kon etin na 1. a 2. metatarzu. Tabulka 21 Hodnoty realtivního rozložení zatížení (Comp) ve zkoumaných oblastech chodidla (protézy) pro jednotlivá nastavení Comp oblast kon etina postižená MH zdravá postižená LH zdravá postižená M5 zdravá postižená M4 zdravá postižená M3 zdravá postižená M2 zdravá postižená M1 zdravá
nastavení 1 nastavení 2 nastavení 3 nastavení 4 nastavení 5 pr m r SD pr m r SD pr m r SD pr m r SD pr m r SD 48,1 8,63 47,9 8,45 48,1 8,15 47,2 10,84 49,9 8,99 51,5 6,52 51,9 4,53 51,8 5,29 53,4 5,03 52,0 5,33 51,9 8,63 52,1 8,45 51,9 8,15 52,8 10,84 50,1 8,99 48,5 6,52 48,1 4,53 48,2 5,29 46,6 5,03 48,0 5,33 13,7 14,05 13,1 13,46 13,4 14,80 13,8 13,77 10,9 11,48 18,5 9,22 18,3 8,40 18,1 5,48 16,6 6,74 16,3 6,92 14,4 10,17 13,1 10,99 13,2 10,87 14,6 12,22 11,5 9,66 20,6 5,16 18,5 5,28 19,4 4,98 17,8 4,96 17,7 5,72 19,0 7,33 18,8 9,43 17,9 8,72 18,6 8,33 17,0 9,31 20,3 5,09 19,5 6,16 19,4 4,93 19,0 5,16 19,1 5,10 25,4 10,28 27,2 10,61 26,6 9,25 26,5 12,58 29,4 11,36 20,6 6,92 20,7 5,69 21,0 4,78 21,3 4,89 21,5 5,01 27,5 19,72 27,9 20,22 28,8 21,63 26,5 22,37 31,2 21,45 20,0 8,02 23,0 9,29 22,1 9,43 25,2 9,79 25,4 11,01
Poznámka. Pro oblast T1 hodnotu parametru Comp neanalyzujeme.
101
Tabulka 22 Statisticky významné rozdíly v relativním rozložení zatížení mezi jednotlivými nastaveními a mezi hodnotami na zdravé a postižené kon etin Oblast MH LH M5 M4 M3 M2 M1
Postižená 4,2<5 4,2<5
Zdravá
5<1,4
5,4<1
1,4,3<5 1,4,3<5
Na postižené kon etin
ZxP Z>P (1,2,3,4) P>Z (1,2,3,4) Z>P (1,2,3,5) Z>P (1,2,3,4,5) Z>P (5) P>Z (1,2,3,4,5) P>Z (1,2,3,4,5)
se hodnota parametru Comp liší od hodnot p i optimálním
nastavení pouze p i nastavení protetického chodidla do dorzální flexe. V tší zatížení na postižené kon etin je pro toto nastavení na 1. a 2. metatarzu a menší na 4. metatarzu. Na zdravé kon etin
jsme nalezli významný rozdíl mezi parametry pouze v oblasti
4. metatarzu. Hodnota parametru Comp je p i nastavení protetického chodidla do plantární a dorzální flexe menší než p i optimálním nastavení.
5.2.3 Vyjád ení k hypotéze H03 H03: Nastavení protetického chodidla u osob s transtibiální amputací neovliv uje zp sob zatížení sledovaných oblastí chodidla v obuvi p i ch zi. Rozdíly ovlivn né nastavením protézy a protetického chodidla jsme naletli v asových i tlakových parametrech. Vliv nastavení se neprojevil v parametrech % Stance, Frekvence kroku a Comp. Nejv tší
etnost rozdíl
ve sledovaných parametrech byla na pat
a v oblastech 1. a 2. metatarzu. Hypotézu H03 zamítáme, nastavení protézy a protetického chodidla u osob s transtibiální amputací ovliv uje zp sob zatížení chodidla p i ch zi.
102
5.3 Analýza tlakových sil v l žku protézy Hodnoty tlaku v protetickém l žku jsou nejv tší na p ední stran pahýlu. Z tohoto d vodu jsme se zam ili na anteriorní ást l žka. Uvedené výsledky se týkají pouze této oblasti.
5.3.1 Tlaky v l žku protézy p i ch zi Na za átku oporové fáze dochází k rychlému p esunu zatížení (COP* – p sobišt reak ní síly dané oblasti) od proximálního k distálnímu konci m ené oblasti (p ibližn do 9 % doby trvání stojné fáze), kde za íná nar stat tlak mezi l žkem a pahýlem. Po zastavení pohybu COP* k distálnímu okraji segmentu (21 %) následuje posun s menším rozsahem pohybu ve sm ru proximálním, zatížení distální a proximální p etrvává p ibližn
ásti se vyrovnává. Tato situace
do 63 % doby stojné fáze. Ukon ení celého pohybu lze rozd lit
na pomalejší (do 86 %) a rychlejší ást, kdy v záv ru oporové fáze dochází velice rychle k poklesu zatížení. Trajektorie COP* p i ch zi (více krok ) a rozložení tlaku v pr b hu jednoho kroku jsou znázorn ny na obrázku 25. K ivka závislosti velikosti tlaku na ase v pr b hu kroku je pro proximální i distální
ást dvouvrcholová, s v tšími hodnotami
v proximální ásti a na za átku stojné fáze.
Proximální
Obrázek 25 Trajektorie COP* a rozložení tlak - ch ze, frontální ást protetického l žka
Tlak
Distální
as Proximální ást Distální ást
Za átek
as
Konec
103
5.3.2 Tlaky v l žku protézy p i ch zi do schod a ze schod P i ch zi do schod je rychlost p esunu COP* na za átku zatížení menší než p i ch zi. Tlak jsme v této fázi pohybu zaznamenali pouze v distální ásti segmentu. Posun tlaku k jeho proximální ásti je ukon en asi ve 46 % trvání stojné fáze. V této ásti kroku dochází k zastavení pohybu COP* (56 %) a k mírnému posunu zp t k distální ásti (96 %). Velikost tlaku se pro proximální i distální ást vyrovnává. Následuje rychlý posun k proximálnímu konci pahýlu protetické kon etiny, s rychlým poklesem tlaku. Zatížení distální
ásti je
významn v tší na za átku stojné fáze, v dalším pr b hu pohybu se velikost tlaku v distální a proximální ásti snižuje a vyrovnává. P i ch zi ze schod je posun COP* od distálního konce ke st edu m ící plochy rychlý, s výrazným zpomalením v oblasti st edu (22 %). Dochází k zastavení pohybu a k minimálním výchylkám, tento zp sob zatížení výrazn p esahuje p es první polovinu doby trvání stojné fáze (76 %). V dalším pr b hu zatížení se sm r pohybu m ní, rozsah zm n je však minimální, hodnota tlaku je nízká. Pohyb COP* je ukon en rychlým posunem k proximální segmentu. Velikost tlaku je v celém pr b hu pohybu v tší v proximální ásti pahýlu.
104
ásti
6 Diskuse 6.1 Rozdíly mezi parametry krokového cyklu na zdravé a postižené kon etin 6.1.1
asov prostorové parametry na zdravé a postižené kon etin
p i ch zi Absolutní hodnoty asových parametr jsou ovlivn ny rychlostí ch ze. Pro srovnávání zdravé a postižené kon etiny nemá sledování frekvence ch ze praktický význam, a proto ji v této ásti nediskutujeme. Doba trvání stojné fáze je delší a švihové fáze kratší u zdravé kon etiny. Ke stejnému záv ru došla ada autor (Bateni & Olney, 2002; Macfarlane, Nielsen, Shurr & Meier, 1991; Sanderson & Martin, 1997). Osoby s postižením jedné kon etiny mají tendenci tuto kon etinu zat žovat mén , což se projevuje ve zkrácení stojné a prodloužení švihové fáze. Ke zkrácení stojné fáze na postižené kon etin dochází v jejím záv ru mezi úderem paty zdravé kon etiny a odrazem palce postižené kon etiny (Macfarlane, Nielsen, Shurr & Meier, 1991). K podobnému záv ru jsme došli také v naší studii. Akcelera ní fáze byla na postižené stran kratší. U zdravé kon etiny dochází k d ív jšímu po áte nímu kontaktu, který zkracuje
as
jednooporové fáze postižené kon etiny. Macfarlane, Nielsen, Shurr a Meier (1991) uvádí, že fáze po áte ního švihu je delší pro postiženou kon etinu. Z toho vyplývá, že po úderu paty postižené kon etiny dochází rychleji k p enosu hmotnosti na nepostiženou kon etinu a k rychlejšímu odpoutání postižené kon etiny od podložky. Postižená kon etina se pak déle dostává do st edního švihu. Na zdravé kon etin nastávají maximální hodnoty anteroposteriorní i vertikální složky reak ní síly v brzdící fázi (t4, t6) d íve a v akcelera ní fázi (t5, t8) pozd ji. Tato zjišt ní nás informují o tom, že na zdravé kon etin je zatížení kon etiny dynami t jší s rychlejším nár stem a poklesem maximálním hodnot. Zm na v asových parametrech krokového cyklu souvisí také s prodloužením kroku na postižené kon etin (Smidt, 1990). Tedy delší trvání švihové fáze na postižené stran má za následek prodloužení kroku na této stran .
105
Délka kroku na postižené stran je delší než na nepostižené. Délka dvojkroku je vzhledem ke zdravé populaci u osob s amputací menší než u zdravé populace (Powers, Rao & Perry, 1998). P irozená rychlost ch ze osob s amputací je také menší než pr m rné hodnoty této rychlosti u zdravé populace (Powers, Rao & Perry, 1998).
6.1.2 Úhlové parametry na zdravé a postižené kon etin p i ch zi Hlezenní kloub (protetický kotník) Možnost plantární a dorzální flexe je na postižené kon etin
ovlivn na tím, zda je
protetické chodidlo s kloubem nebo bez kloubu. I u chodidel bez kloubu je ur itý stupe pohybu do plantární a dorzální flexe možný. To je p isuzováno stla ení elastických ástí chodidla, zejména jeho p ední ásti (Bateni & Olney, 2002). Rozsah pohybu v kotníku na postižené kon etin je ovlivn n typem chodidla. Krom rozdílu v rozsahu pohybu hlezenního kloubu mezi zdravou a postiženou kon etinou m žeme nalézt n které diference také vzhledem ke zdravé populaci. Na nepostižené kon etin je vzhledem ke zdravé populaci v tší rozsah úhlu v hlezenním kloubu (Nolan & Lees, 2000), D vodem m že být, že hlezenní kloub nepostižené kon etiny je více využíván díky limitovanému pohybu kotníku na protetické kon etin . Nolan & Lees (2000) považují v tší rozsah pohybu v hlezenním kloubu na nepostižené kon etin za jeden z mechanism u vysoce aktivních osob, který kompenzuje ztrátu jednoho nebo více kloub na postižené stran . Velikost prvního maxima plantární flexe, které nastává ve stádiu zat žování, se v naší studii nelišila. K plantární flexi dochází v okamžiku, kdy se celé chodidlo dostává do kontaktu s podložkou. Bérec je v tomto okamžiku ješt za vertikálou. Dosažení fáze plného kontaktu chodidla s podložkou ovliv uje stabilitu na po átku stojné fáze krokového cyklu. Dorzální flexe, která nastává p i úderu paty kontralaterální kon etiny, ovliv uje stabilitu v záv ru stojné fáze nezbytnou pro optimální rovnováhu a p esun na druhou kon etinu (Barth, Shumacher & Thomas, 1992). Hodnota dorzální flexe byla významn menší p i použití klasického typu chodidla. Z toho vyplývá v tší stabilita na postižené kon etin , která však nemusí být žádoucí pro všechny osoby s amputací. Pro osoby s v tší aktivitou je nižší míra dorzální flexe limitem v pohybu v tší rychlostí. Absence plantárních flexor na postižené kon etin se neprojevila. Podle n kterých autor (Sanderson & Martin, 1997) práv v této fázi nastává v pohybu hlezenního kloubu nejv tší rozdíl. U kon etiny s protézou byla plantární flexe menší vzhledem k nepostižené kon etin . 106
Kolenní kloub Rozsah pohybu v kolenním kloubu byl v naší studii v tší na postižené kon etin , avšak rozdíl byl významný pouze p i použití chodidla SACH. Tento rozdíl souvisí zejména s maximální flexí v kolenním kloubu ve švihové fázi krokového cyklu. Maximum flexe v koleni v po átku stojné fáze je vzhledem ke zdravé populaci menší (Perry, Boyd, Rao & Mulroy, 1997; Powers, Rao & Perry, 1998) a nastává pozd ji (Powers, Rao & Perry, 1998). D vodem je, že protetické chodidlo neprodukuje kontrolovanou plantární flexi dosaženou pomocí p irozené excentrické kontrakce dorzálních flexor (Edelstein, 1990). Nedostate ná flexe v kolenním kloubu na za átku stojné fáze má p í inu také v umíst ní p sobišt reak ní síly podložky. Na postižené kon etin je p sobišt umíst no více vep edu (Edelstein, 1990). V prvních dvou t etinách stojné fáze má stehno více vertikální orientaci, ímž je kolenní kloub na amputované kon etin ve v tší extenzi. Tato orientace m že redukovat požadavky na svalstvo pot ebné k p edcházení úraz
kolene (Sanderson
& Martin, 1997). Ve stojné fázi je krom menší flexe v koleni postižené kon etiny vzhledem k nepostižené kon etin i zdravé populaci také menší moment síly v kolením kloubu, což je ovlivn no funkcí extenzor kolene, které u zdravé kon etiny zajiš ují kontrolu flexe v koleni (Powers, Rao & Perry, 1998). U postižené kon etiny je nap tí t chto sval tlumeno, aby nedošlo k nadm rnému zat žování pahýlu (Sanderson & Martin, 1997). Na nepostižené kon etin se objevují b hem za átku stojné fáze vyšší hodnoty flexe v koleni vzhledem ke zdravé populaci. D vodem m že být, že tímto mechanismem dochází k poskytnutí kompenza ní energetické výhody pro zvýšení spot eby energie v období mezi 15 % až 25 % krokového cyklu (Bateni & Olney, 2002). Flexe v kolenním kloubu ve švihové fázi byla v naší studii vyšší na postižené kon etin . Maxima flexe je dosaženo v po áte ním švihu, kdy švihová kon etina míjí stojnou. Osoby s amputací více zvedají postiženou kon etinu, aby zabránily možnému zakopnutí. Ky elní kloub Celkový rozsah pohybu ky elního kloubu se na postižené a nepostižené kon etin neliší, avšak nalezli jsme zde velké rozdíly v maximální flexi a maximální extenzi. Maximální flexe v ky li byla v naší studii u postižené kon etiny v tší než u zdravé. Bateni a Olney (2002) nalezli rozdíl také vzhledem ke zdravé populaci. Tato zvýšená flexe je p isuzována tendenci amputovaných osob prodlužovat jejich délku kroku na protetické stran (Mizuno, Aoyama, Nakajima, Kasahara & Takami, 1992; Sanders, 1986). Zvýšená flexe 107
v ky li m že být také d sledkem mírného naklon ní postavy, protože uživatelé protéz jsou si mén jistí na postižené kon etin a snaží se p enést t žišt dop edu nad zdravou kon etinu (Bateni & Olney, 2002). Na postižené kon etin dochází u osob s amputací k menší extenzi v ky elním kloubu na konci stojné fáze, což souvisí s nemožností provést plnou plantární flexi kotníku a s d ív jším p enášením hmotnosti t la na zdravou kon etinu. Menší extenze m že také souviset s tendencí osob s amputací zv tšovat délku kroku na postižené stran . Osoby s amputací nevyužívají záv r stojné fáze k aktivnímu odšlapu z protézy, ale pasivn ji p enáší t žišt nad zdravou kon etinu.
6.1.3 Reak ní síla a impulsy síly na zdravé a postižené kon etin p i ch zi Maximální hodnoty anteroposteriorní složky byly pro protetickou kon etinu menší než pro nepostiženou v brzdící i akcelera ní fázi. K podobným záv r m došli Mizuno, Aoyama, Nakajima, Kasahara a Takami (1992). Totéž platí také také vzhledem ke zdravé populaci (Menard & Murray, 1989; Sanderson & Martin, 1997). Nižší hodnoty byly zjišt ny také p i použití dynamických chodidel jako jsou Flex Foot nebo Seattle Lite (Menard, McBride, Sanderson & Murray, 1992). Spolu s více vertikálním postavením protetické dolní kon etiny tyto hodnoty ukazují, že osoby s amputací p izp sobují jejich držení t la tak, aby redukovali zatížení postižené kon etiny (Sanderson & Martin, 1997). P i zvýšení rychlosti ch ze se rozdíly mezi maximálními hodnotami anteroposteriorní složky postižené kon etiny a nepostižené kon etiny zvyšují (Sanderson & Martin, 1997). Velikost prvního maxima vertikální složky se pro postiženou a nepostiženou kon etinu i pro kon etiny zdravé populace pohybuje p ibližn
od 104 % do 120-125 % t lesné
hmotnosti (Sanderson & Martin, 1997). Ve velikosti tohoto parametru auto i nenalezli významný rozdíl mezi postiženou a nepostiženou kon etinou ani vzhledem ke zdravé populaci. V našem výzkumu se hodnoty lišily pouze pro chodidlo typu SACH. To signalizuje, že velikost tohoto parametru je ovlivn na typem chodidla. Nolan et al. (2003) nalezli vyšší hodnotu prvního maxima vertikální složky reak ní síly na nepostižené kon etin u vysoce aktivních osob. Objevuje se zde tendence strm jšího nár stu vertikální složky na za átku stojné fáze u nepostižené kon etiny. Na postižené kon etin
dochází k nár stu vertikální složky
do maxima zatížení postupn ji (Janura, Svoboda & Elfmark, 2005; Menard & Murray, 1989; Sanderson & Martin, 1997). Vliv na strmost nár stu této složky má typ protetického chodidla.
108
Hodnoty získané p i použití dynamického typu chodidla se více blíží údaj m získaným na zdravé kon etin (Janura, Svoboda & Elfmark, 2005). Druhé maximum této složky bylo v naší studii op t menší pro postiženou kon etinu. Tento rozdíl je p i vyšší rychlosti ješt výrazn jší (Sanderson & Martin, 1997). Minimální zm na druhého maxima vertikální složky spole n
s omezeným nár stem akcelera ní
ásti
anteroposteriorní složky p i zvýšené rychlosti ukazuje, že osoby s amputací nejsou schopny efektivn
p izp sobit propulzní (hnací) sílu na postižené stran . To je zp sobeno tím,
že nemohou ovlivnit plantární flek ní moment (Sanderson & Martin, 1997). Druhé maximum vertikální složky reak ní síly je menší než u kontrolní skupiny na zdravé i postižené stran , avšak impuls síly ve fázi propulze je na nepostižené kon etin vzhledem ke zdravé populaci v tší (Menard, McBride, Sanderson & Murray, 1992). Zatímco na nepostižené stran je zatížení v tší v záv ru stojné fáze, kdy dochází ke zvedání paty, na postižené je v tší zatížení p ed tímto okamžikem (Menard & Murray, 1989). Dynami nost pohybu s významn jším st ídáním minima a maxima je v tší na zdravé kon etin (Janura, Svoboda & Elfmark, 2005). Menší dynamika v zatížení postižené kon etiny vyplývá také z výsledk
studie Mizuno,
Aoyama, Nakajima, Kasahara & Takami (1992). Rozdíl mezi maximy a lokálním minimem (v mezistoji a koncovém stoji) vertikální složky reak ní síly je na postižené kon etin významn menší než na nepostižené i vzhledem ke zdravé populaci. B hem prvních 10 % stojné fáze je na zdravé kon etin v tší hodnota mediolaterální složky reak ní síly podložky. V dalším pr b hu stojné fáze krokového cyklu se objevují dv pozitivní maxima rozdílu mezi protetickou a zdravou kon etinou, na protetické kon etin nabývá mediolaterální složka reak ní síly v tších hodnot (Menard & Murray, 1989). Hodnoty impuls v anteroposteriorním sm ru souvisí s nižší hodnotou anteroposteriorní složky reak ní síly. Zvýšený vertikální impuls se potvrdil pouze v akcelera ní fázi s chodidlem typu SACH. Celkový impuls je na nepostižené stran
v tší ve srovnání
s postiženou kon etinou i zdravou populací, což je zp sobeno v tším zatížením této kon etiny (Nolan et al., 2003). To samo o sob nemusí být nežádoucí. Zvýšenou pozornost však musíme v novat tomu, aby nedocházelo k p et žování zdravé kon etiny.
6.1.4 Analýza tlakových sil na kontaktu chodidla s podložkou na zdravé a postižené kon etin p i ch zi Procentuální délka zatížení v jednotlivých oblastech (pata, st edonoží, p ednoží) byla v naší studii v tší na zdravé kon etin pro oba typy protetických chodidel. To je dáno
109
konstrukcí protetických chodidel. P estože se v sou asné dob vyráb jí z pružných materiál , nemohou poskytnout tak plynulý odval jako zdravá kon etina. Maximální a pr m rná síla se na pat
a p ednoží mezi postiženou a nepostiženou
kon etinou neliší. Jediný rozdíl existuje v st edonoží p i použití chodidla SACH. Výrazn v tší je maximální i pr m rná síla na postižené kon etin . U kon etiny s protézou dochází na za átku kontaktu paty k pomalejšímu nár stu síly. Velikost maxima se však neliší. K podobnému záv ru došli také Van Gheluwe a Nelen (1999). Na zdravé kon etin nastává maximum zatížení v patní ásti d íve, a v p ednoží pozd ji. Rozdílná velikost odchylky COP v mediálním i laterálním sm ru je dána absencí sval nohy na postižené kon etin . I menší vychýlení COP p i ch zi na kon etin s protézou m že mít za následek narušení rovnováhy a stability. V oblasti p ednoží se na postižené kon etin zatížení p esouvá více centráln (Van Gheluwe & Nelen, 1999). Intraindividualní variabilita asových parametr byla v tší u zdravé kon etiny. Provedení ch ze na postižené kon etin , které pacient využívá, se tedy jeví stabiln jší. Pokud by m lo provedení ch ze p inést nestabilní podmínky, zdravá kon etina je schopna pomocí kompenza ních mechanism nevýhodnou situaci zvrátit, zatímco na postižené kon etin jsou tyto možnosti omezené. Data z tlakových plošin mohou být využita i v kinematice. Hagman, Ulicevic, van de Ven a van Eijndhoven (2001) využili data z m ení tlak k vytvo ení modelu, který m že být využit k odvození pozice a orientace kalkanea od úderu paty až do fáze plného chodidla na podložce.
110
6.2 Vliv typu protetického chodidla Pro výrobu protetických sou ástí jsou využívány nové materiály a s tím se rozší ila také nabídka konstruk ní typ protetických chodidel. Pro protetika a léka e je mnohem t žší vybrat chodidlo, které je nejvhodn jší pro konkrétní osobu s amputací (Barth, Shumacher & Thomas, 1992). Biomechanická analýza ch ze je jedním z nástroj , který m že ve výb ru jednotlivých chodidel pro dané skupiny pacient pomoci. Problém výb ru protetického chodidla se snaží ešit ada studií. Cortes, Viosca, Hoyos, Prat a Sanchez-Lacuesta (1997) provedli kovarian ní analýzu, která ukázala, že faktory, které ovliv ují nejvíce ch zi, jsou: rychlost ch ze, kon etina (zdravá, postižená), interindividuální variabilita a typ chodidla.
6.2.1
asov prostorové parametry p i použití r zných typ protetických
chodidel Vliv typu protetického chodidla se neprojevil v celkové dob stojné fáze a tedy rychlost (frekvence) ch ze se p i použití t chto chodidel také nelišila. Podle n kterých autor (Barth, Shumacher & Thomas, 1992; Macfarlane, Nielsen, Shurr & Meier, 1991; Nielsen, Shurr, Golden & Meier, 1989) mají osoby s amputací p i ch zi s klasickým typem chodidla ve srovnání s dynamickými chodidly nižší p irozenou rychlost ch ze. Osoby s amputací, které cht jí chodit rychleji, v tšinou preferují dynamický typ chodidla (Barth, Shumacher & Thomas, 1992; Nielsen, Shurr, Golden & Meier, 1989). Typ chodidla m že ovliv ovat délku kroku, ale záv ry r zných autor
se liší. Podle
Macfarlane, Nielsen, Shurr a Meier (1991) má typ chodidla malý vliv na délku kroku postižené kon etiny, avšak délka kroku na nepostižené kon etin
je významn
v tší
p i použití dynamického typu. U osob s traumatickou amputací byla p i použití chodidel Flex-Walk a SAFE II významn delší a p i použití chodidla SACH významn kratší délka kroku na zdravé kon etin
(Barth, Shumacher & Thomas, 1992). Schmalz, Blumentritt
a Jarasch (2002) nenalezli statisticky významné rozdíly v rychlosti ch ze a délce kroku mezi 5 typy protetických chodidel (1S71, 1D10, 1D25, 1C40 – Otto Bock; Flex Walk II – Flex Foot). V naší studii jsme zjistili, že na postižené kon etin p i použití dynamického chodidla dochází d íve k dosažení maxima anteroposteriorní složky reak ní síly, ímž se více blíží hodnotám nepostižené kon etiny. K podobným záv r m došli také Schneider, Hart, Zernicke, Setoguchi a Oppenheim (1993). P i použití dynamického typu protetického chodidla nam ili
111
v tší absorpci energie v okamžiku kontaktu s podložkou, která se projevila v rychlejším dosažení maxima anteroposteriorní složky reak ní síly v brzdící fázi. Nulová hodnota síly (konec brzdící, za átek akcelera ní fáze) nastává s dynamickým typem chodidla pozd ji. S klasickým typem chodidla osoby s amputací pot ebují více asu na provedení akcelera ní fáze zatímco s dynamickým typem vyžadují více asu pro brzd ní pohybu a navození pocitu stability. Maximum anteroposteriorní složky reak ní síly nastává d íve u klasického typu chodidla, což nám op t ukazuje na v tší asovou náro nost pro provedení aktivní propulze. V tší množství navrácené energie v záv ru stojné fáze u dynamických chodidel p ibližuje hodnoty tohoto parametru více nepostižené kon etin . Podobná tendence, s hodnotami více se blížícími hodnotám nepostižené kon etiny, se objevuje i u vertikální složky reak ní síly. Menší dynamika klasického typu chodidla se promítá do kratší délky kroku (Isakov, Keren & Benjuya, 2000). Pro pohyb provád ný v tší rychlostí je nutné zvolit výhodn jší (dynamické) chodidlo (Hsu, Nielsen, Yack, Shurr & Lin, 2000).
6.2.2 Úhlové parametry p i použití r zných typ protetických chodidel Hlezenní kloub (protetický kotník) Z úhlových parametr se na postižené kon etin p i použití klasického a dynamického chodidla v naší studii významn lišily zejména parametry v hlezenním kloubu. Jedná se o maximum plantární flexe ve stádiu zat žování, maximum dorzální flexe a celkový rozsah pohybu. Všechny uvedené rozdíly souvisí s tuhostí kotníku u klasického chodidla typu SACH. Na po átku stojné fáze dochází k minimální plantární flexi díky stla ení paty, dorzální flexe je umožn na stla ením m kkého p ednoží. P estože dynamické chodidlo Sure-flex také nemá kloub, je vyrobeno z uhlíkového kompozitu, který má jiné mechanické vlastnosti. Umož uje v tší dorzální flexi, p i které dochází k absorpci energie, která je chodidlem navrácena ve fázi propulze. Menší rozsah pohybu na postižené kon etin
se zpravidla projevuje ve v tším
kompenza ním pohybu na kon etin nepostižené. P i využití chodidla SACH byl rozsah pohybu na postižené o 10° menší a na nepostižené o 15° v tší než u víceosého chodidla (Nolan & Lees, 2000). Rozsah pohybu v kotníku, který nastane mezi po áte ní plantární flexí a dorzální flexí na konci stojné fáze, m žeme ozna it jako zm nu dorziflexe b hem stojné fáze. P i využití dynamických chodidel (Flex-Walk nebo SAFE II) byla tato zm na v tší na postižené 112
kon etin než na zdravé, u klasického chodidla SACH je tomu naopak (Barth, Shumacher & Thomas, 1992). Zm na v dorzální flexi je d ležitým parametrem, protože osoby s amputací s nižším stupn m aktivity, menší rychlostí ch ze a kratší délkou kroku mohou využívat chodidla s menší zm nou dorzální flexe, vysoce aktivní osoby s amputací pot ebují chodidlo s velkou zm nou dorziflexe (Barth, Shumacher & Thomas, 1992). P estože maximální hodnoty plantární flexe v hlezenním kloubu byly na postižených kon etinách mírn
nižší, nenalezli jsme zde (s výjimkou rozdílu mezi postiženými
kon etinami na za átku stojné fáze – Amax1) významné rozdíly. Tato skute nost je zap í in na pravd podobn velkými interindividuálními rozdíly. Han, Chung a Shin (2003) zaznamenali p i použití chodidla SACH v pr b hu ch ze na boso ztrátu plantární flexe na po átku stojné fáze. Maximální dorzální flexe byla v naší studii významn menší na postižené kon etin p i použití chodidla SACH. Nižší hodnotu dorzální flexe u chodidla tohoto typu uvádí také Marinakis (2004) u osob v asném stádiu rehabilitace. Tento deficit je kompenzován zvýšenou hodnotou tohoto parametru na zdravé kon etin . Velikost dorzální flexe v záv ru stoje na protetické kon etin ovliv uje délku kroku zdravé kon etiny (Barth, Shumacher & Thomas, 1992). Rozdíly v dorzální flexi (Min1) pro r zné typy protéz nalezli Barth, Shumacher a Thomas (1992). U chodidla typu SACH je dorzální flexe menší a u dynamického chodidla (Flex-Foot) v tší než u zdravé kon etiny. To ukazuje, že použití chodidla SACH se vyzna uje dobrou stabilitou b hem této redukované dorzální flexe. U dalších typ protetických chodidel (SAFE II, Seattle Lightfoot, Carbon Copy II) se hodnota dorzální flexe významn
neliší
od nepostižené kon etiny (Barth, Shumacher & Thomas, 1992). Kolenní a ky elní kloub Na pohyb v kolenním a ky elním kloubu p i ch zi má mnohem menší vliv použitý typ chodidla než to, zda jde o postiženou i nepostiženou kon etinu. P ípadné rozdíly mezi chodidly jsou vzhledem k t mto rozdíl m (postižená a nepostižená) minimální. Jedinou výjimkou je maximum flexe v kolenním kloubu ve švihové fázi krokového cyklu. V tší maximum flexe v koleni ve stojné a švihové fázi p i ch zi s klasickým typem chodidla (zjišt né v naší studii) nazna uje, že osoby s amputací více zvedají bérec a p enáší rychleji svou hmotnost z postižené na nepostiženou kon etinu. Rychlejší provedení koncového stoje a po átku švihové fáze p i ch zi s klasickým typem chodidla potvrzuje také Macfarlane, Nielsen, Shurr a Meier (1991). Zrychlení v t chto fázích krokového cyklu je 113
z ejm zp sobeno pasivním odšlapem klasického chodidla. Dynamické chodidlo v této fázi umož uje využít nahromad nou energii.
6.2.3 Reak ní síla a impuls síly p i použití r zných typ
protetických
chodidel Mezi dynamickými parametry oporové fáze ch ze p i použití dvou typ chodidla jsme nalezli pouze minimum významných rozdíl , podobn
protetického
jako Macfarlane,
Nielsen, Shurr a Meier (1991). Pro fyzicky aktivní osoby není tedy p i p irozené rychlosti ch ze typ chodidla rozhodujícím faktorem (Hsu, Nielsen, Yack, Shurr & Lin, 2000). Toto pravidlo platí, p i spln ní základních technických p edpoklad , i pro osoby s transfemoralní amputací (Geil, 2002). P i srovnání postižené a nepostižené kon etiny je p i použití v tšiny protéz (krom Flex-Walk) v tší celkové zatížení (sou et vertikální a anteroposteriorní složky) ve stádiu zat žování na nepostižené kon etin (Barth, Shumacher & Thomas, 1992). Vyšší zatížení nepostižené kon etiny p i použití klasického chodidla vzhledem k dynamickému ukazuje také hodnota celkového impulsu vertikální složky reak ní síly. Nejv tší rozdíly ve velikosti reak ní síly jsme nalezli v první polovin
stojné fáze
na nepostižené kon etin . Velikost prvního maxima vertikální složky a maxima anteroposteriorní složky v brzdící fázi je významn vyšší p i použití klasického chodidla. D vod v tšího zatížení nepostižené kon etiny musíme hledat u postižené kon etiny. Maximum síly na nepostižené kon etin nastává v okamžiku, kdy se postižená kon etina odráží od podložky neboli ukon uje stojnou fázi krokového cyklu. Jak už bylo e eno, na postižené kon etin dochází ke zkracování stojné fáze a k d ív jšímu p enášení zatížení na nepostiženou kon etinu. U klasického typu chodidla je tento mechanismus výrazn jší, což se projevuje práv v nár stu zatížení na nepostižené kon etin . Musíme mít na v domí, že dlouhotrvající vyšší zát ž m že negativn p sobit na klouby nepostižené dolní kon etiny. Redukce sil b hem stádia zat žování je d ležitá p i ochran
zdravé kon etiny
p ed nadm rným tlakem. Osoby s amputací, které mají diabetes nebo onemocn ní vaskulárního systému, jsou více citlivé na tlak vytvá ený vysokým zatížením zdravé kon etiny b hem stádia zat žování. To by m lo být zohledn no p i výb ru protetického chodidla (Barth, Shumacher & Thomas, 1992). Menard, McBride, Sanderson a Murray (1992) porovnávali dva typy dynamických chodidel. Z jejich výsledk je patrné, že první maximum vertikální složky reak ní síly bylo
114
p i použití Flex Foot na nepostižené stran menší a nastávalo pozd ji ve srovnání s kontrolní skupinou. P i použití Seattle Foot bylo v tší, ale nastávalo v normálním ase. Na postižené kon etin
je hodnota maxima anteroposteriorní složky v brzdící fázi
a velikost silového impulsu mírn vyšší na dynamickém typu chodidla. Oba parametry se op t více blíží hodnotám na nepostižené kon etin , což m že signalizovat efektivn jší brzdící mechanismus v první polovin stojné fáze. Ve velikostech druhého maxima vertikální složky a maxima anteroposteriorní složky reak ní síly se typ chodidla neprojevil.
6.2.4 Analýza tlak
(sil) na kontaktu chodidla s podložkou p i použití
r zných typ protetických chodidel Velikost pr m rné síly je na pat zdravé kon etiny v tší p i použití chodidla SACH. Také doba kontaktu je na pat delší. Je t eba p ihlížet k tomu, že p i zat žování patní ásti zdravé kon etiny je postižená kon etina ve fázi aktivní propulze, takže tento rozdíl m že být dán tím, že dynamické chodidlo umož uje návrat uložené energie ze skeletu protézy, ímž m že zp sobovat nižší zatížení zdravé kon etiny (nedochází k p et žování). Mezi nepostiženou kon etinou osoby s amputací a kon etinami zdravé populace v plantárních tlacích p i ch zi nejsou rozdíly a tedy ch ze nepostižené kon etiny není významn ovlivn na chováním postižené kon etiny (Van Gheluwe & Nelen, 1999). Na postižené kon etin jsme nalezli více významných rozdíl , což se dalo o ekávat vzhledem k odlišné konstrukci protetických chodidel. Relativní doba kontaktu byla v naší studii na postižené kon etin p i použití dynamického typu chodidla delší na pat i p ednoží. P i použití tohoto chodidla se hodnoty t chto parametr více blíží hodnotám na zdravé kon etin . Maximální zatížení patní ásti postižené kon etiny nastává p i využití chodidla SACH pozd ji. U kon etiny s protézou jsou p i použití dynamického chodidla st ední ást chodidla a p ednoží zat žovány d íve než s klasickým typem. Ze všech t chto výsledk je patrné, že p i použití dynamického typu chodidla je jeho odval více postupný a plynulý. Dynamický typ chodidla se tímto provedením více p ibližuje odvalu nepostiženého chodidla než klasický typ, který výrazn respektuje 3 fáze: nášlap na patu, plný kontakt chodidla a odval p ednoží. K významnému nár stu síly dochází na st edonoží postižené kon etiny p i použití chodidla SACH. Op t zde m žeme hovo it o zvýrazn ní fáze st edního stoje, kdy je chodidlo v plném kontaktu s podložkou. Maximum tlaku p i použití r zných protetických chodidel m že být odlišné také na pat . Významn menší maximum tlaku v oblasti paty nalezli u chodidla 115
Sure-flex než u ostatních chodidel (SACH, Seattle, víceosé chodidlo Greissinger) Hayden, Evans, McPoil, Cornwall a Pipinich (2000). V ostatních šesti oblastech na chodidle významný rozdíl v maximu tlaku a tlakovém impulsu mezi žádnou dvojicí chodidel nenalezli.
6.2.5 Doporu ení pro výb r klasického chodidla SACH a dynamického chodidla Sure-flex Hlavní výhodou chodidla SACH p i ch zi je pom rn velká stabilita ve stádiu zat žování. Pro osoby, které zvýšenou stabilitu vyžadují, se toto protetické chodidlo jeví jako vhodné. Nevýhodou chodidla SACH je zejména mén p irozený odval, který se projevuje v menší dynamice zat žování. Návrat mechanické energie akumulované na po átku stojné fáze je v jejím záv ru minimální, což se projevuje ve v tším zatížení zdravé kon etiny ve stádiu zat žování. To by v dlouhodobém horizontu mohlo zp sobit p etížení kon etiny. Srovnání protetických chodidel SACH a Sure-flex p i ch zi u osob s transtibiální amputací ukázalo, že p i použití dynamického chodidla Sure-flex se hodnoty kinematických i dynamických parametr
krokového cyklu na postižené kon etin
více blíží provedení
na zdravé kon etin , což vede k více symetrickému provedení ch ze. O vhodnosti dynamických chodidel pro osoby s vysokou aktivitou asi není pohyb, ale na základ našich výsledk
m žeme íci, že s výjimkou osob vyžadujících zvýšenou
stabilitu v pr b hu stojné fáze na postižené kon etin , se dynamické chodidlo jeví jako vhodn jší také pro osoby s transtibiální amputací se st ední až nízkou aktivitou.
116
6.3 Vliv nastavení protetického chodidla Konstrukce protetických komponent, výb r a nastavení protézy osoby s amputací jsou všechny pod ízeny cíli dosáhnout optimální ch ze (Barth, Shumacher & Thomas, 1992). Kvantifikace procesu nastavování a porozum ní primárním cíl m by mohlo vést k vytvo ení jednotn jšího postupu, zdokonalení dokumentace rehabilita ních výsledk a mohlo by být hodnotným prvním krokem k vytvo ení celkových kritérií optimalizace ch ze u osob s amputací (Geil & Lay, 2004). Problémem je, že nastavení protézy je subjektivní, je ovlivn no protetikem. Subjektivitu procesu nastavování protézy zkoumali Zahedi, Spence, Solomonidis a Paul (1986). Vliv protetika na stanovený rozsah nastavení u každého pacienta se ukázal jako významný. Zm ny v nastavení jsou patrné i p i stoji. Osoby s amputací kompenzují zm ny nastavení v sagitální rovin
zm nami jejich držení t la tak, že trochanter major a rameno jsou
symetricky nad p sobišt m reak ní síly s konstantními horizontálními vzdálenostmi (Blumentritt, Schmalz, Jarasch & Schneider, 1999). Úhlové zm ny v nastavení zap í i ují redistribuce síly mezi chodidlem a podložkou. Oblast p sobení maximálního tlaku se posouvá z jedné oblasti na druhou. Posuny tlaku se p i zm nách nastavení v sagitální rovin vyskytují v tšinou mezi anteriorními a posteriorními oblastmi a p i zm nách nastavení ve frontální rovin mezi mediálními a laterálními oblastmi (Geil & Lay, 2004). Modifikace nastavení v transverzální rovin mají za výsledek kombinaci posun tlak na chodidle v anteroposteriorním a mediolaterálním sm ru.
6.3.1 Rozdíly v asových parametrech krokového cyklu a v tlaku na zdravé a postižené kon etin
p i r zných nastevních protézy a protetického
chodidla P i všech nastaveních byla relativní doba kontaktu ve všech sledovaných oblastech v tší na zdravé kon etin . V oblastech paty a 3.- 5. metatarzu bylo maximum tlaku rovn ž vždy v tší na zdravé kon etin . Naopak v oblasti 1. metatarzu a palce se ukázalo vyšší maximum tlaku na postižené kon etin (s výjimkou nastavení do plantární flexe). Celkové zatížení (velikost tlakového impulsu) bylo v naší studii ve všech zkoumaných oblastech v tší na zdravé kon etin .
117
Optimální nastavení V sou asné klinické praxi je optimalizace protetického nastavení zdlouhavý subjektivní proces vyžadující co nejvíce zkušeností protetika a dobrou zp tnou vazbu od pacienta (Blumentritt, Schmalz, Jarasch & Schneider, 1999). V našem výzkumu jsme za optimální nastavení považovali takové, na kterém se shodli dva zkušení protetici. V asových parametrech jsme nalezli jediný významný rozdíl mezi zdravou a postiženou kon etinou p i optimálním nastavení (trvání švihové fáze). P i tomto nastavení bylo relativní trvání stojné fáze na zdravé kon etin nejv tší. Tyto výsledky ukazují, že p i optimálním nastavení m že docházet k asymetrii mezi postiženou a nepostiženou kon etinou, což koresponduje s názorem, že co nejv tší symetrie ch ze není primárním cílem pé e o uživatele protézy (Winter & Sienko, 1988). Odlišná stavba a vlastnosti postižené a nepostižené kon etiny by m ly být p edpokladem pro pohyb v ur ité mí e asymetrický, který je v souladu s funk ními vlastnostmi obou odlišných kon etin. Zkrácení protézy Frekvence ch ze se p i zkrácení protézy zvýšila. Na postižené kon etin došlo k nár stu maxima tlaku a navíc toto maximum nastalo d íve než p i optimálním nastavení. Zkrácená protéza z ejm p sobí tak, že v záv ru stojné fáze musí uživatel protézy vynaložit v tší úsilí, které se projevuje práv v nár stu tlaku na palci. Na mediální
ásti paty je vzhledem k optimálnímu nastavení v tší tlakový impuls,
který koresponduje s mírným nár stem maxima síly a relativní doby kontaktu v této ásti chodidla (rozdíly u parametr Pmax a % Contact však nebyly významné). Nár st zatížení pravd podobn úzce souvisí se ztíženým odšlapem z kratší protézy. Na mediální ást paty je v po átku stojné fáze nepostižené kon etiny p enášeno mírn v tší zatížení po delší dobu. Prodloužení protézy Prodloužení protézy má za následek, že první polovina stojné fáze postižené kon etiny je pro uživatele obtížn jší. Musí vynaložit v tší úsilí pro posun t žišt t la za stojnou postiženou kon etinu. To se projevuje ve v tším zatížení (Pmax, Impulse) na 1. metatarsu nepostižené kon etiny. Jakmile je ukon ena švihová a zahájena stojná fáze nepostižené kon etiny, dochází k rychlejšímu p esunu zatížení na nepostiženou kon etinu (rychlost zatíženi je v mediální i laterální
ásti
paty
v tší),
což
se
projevuje
v menší
relativní
na 1., 2. a 5. metatarzu a v poklesu tlakového impulsu na 1. a 3. metatarzu.
118
dob
kontaktu
Nastavení protetického chodidla do zvýšené plantární flexe Nastavení do plantární flexe zp sobuje, že okamžik p echodu z plantární flexe do dorzální flexe ve stojné fázi nastává d íve (Solomonidis, 1991). Na postižené kon etin
v naší studii bylo vzhledem k optimálnímu nastavení menší
maximum tlaku v oblasti 1. metatarzu a v tší na palci. Tlakový impuls je v oblasti palce také v tší. Na zdravé kon etin je relativní doba kontaktu vzhledem k optimálnímu nastavení delší na mediální ásti paty a na palci. Maximum tlaku je vyšší v mediální ásti paty a v oblasti 1. metatarzu. V hodnotách tlakového impulsu jsme na zdravé kon etin nalezli v tší hodnoty vzhledem k hodnotám optimálního nastavení v mediální ásti paty, 1. a 2. metatarzu. Všechny tyto výsledky nám dávají jednozna nou informaci o p esunu zatížení více na mediální ásti chodidla zdravé kon etiny. To potvrzuje také hodnota parametru Comp, která byla v oblasti 4. metatarzu na zdravé kon etin p i tomto nastavení menší. Došlo tedy k redukci tlaku na laterální stran p ednoží. P i tomto nastavení má zdravá kon etina pravd podobn v tší úlohu v udržování mediolaterální stability p i ch zi. Nastavení do zvýšené plantární flexe ovliv uje síly a momenty sil v kolenním kloubu. Velká plantární flexe vede ke zvýšení sil zp sobujících extenzi v kolenním kloubu (Schmalz, Blumentritt & Jarasch, 2002). Nastavení do zvýšené plantární flexe v kotníku má tendenci posunout reak ní sílu podložky více dop edu vzhledem ke kolennímu kloubu (Blumentritt, Schmalz, Jarasch & Schneider, 1999), zvyšují se hodnoty anteroposteriorní složky reak ní síly v brzdící a akcelera ní fázi (Solomonidis, 1991). Nastavení protetického chodidla do zvýšené dorzální flexe Nastavení do dorzální flexe zp sobuje, že okamžik p echodu z plantární flexe do dorzální ve stojné fázi nastává pozd ji (Solomonidis, 1991). Trvání stojné a švihové fáze je na obou kon etinách nejmenší, což signalizuje že dochází ke zvýšení frekvence kroku. Relativní trvání stojné fáze je na postižené kon etin nejv tší. Na pat je relativní doba kontaktu s podložkou delší, v oblasti metatarz (s výjimkou 4. metatarzu) a palce je kratší. Fáze plného kontaktu chodidla s podložkou nastává pozd ji. Jestliže zvýšená plantární flexe m že na postižené kon etin
zp sobovat u uživatel
problémy v záv ru stojné fáze p i
odšlapu, u nastavení do dorzální flexe je tomu naopak na po átku stojné fáze, kde pozd jší dosažení fáze plného chodidla na podložce m že vytvá et u uživatel
pocit nestability.
Rozdíly ve velikosti zatížení jednotlivých oblastí postižené kon etiny (MaxP, Impulse, Comp) vzhledem k optimálnímu nastavení nejsou jednozna né. 119
Relativní doba kontaktu na zdravé kon etin je vzhledem k optimálnímu nastavení delší v mediální ásti paty a v oblastech 1., 2. a 3. metatarzu a palce. Maximum tlaku a tlakový impuls je v tší na mediální stran paty a v oblasti 1. metatarzu. Na 5. metatarzu dochází k poklesu tlakového impulsu. Stejn jako u nastavení do plantární flexe se zde objevuje jednozna ná tendence p esunu zatížení více na mediální ást chodidla zdravé kon etiny. I v tomto p ípad to pravd podobn ukazuje na v tší úlohu zdravé kon etiny p i udržování mediolaterální stability p i ch zi. Rychlost zatížení je na obou oblastech paty zdravé kon etiny v tší. Tento výsledek signalizuje rychlejší p esun zatížení na patu zdravé kon etiny, který je urychlen relativn snadným odšlapem z protetického chodidla nastaveného do dorzální flexe. Také v tomto p ípad již samotná zm na nastavení protetického chodidla m ní p sobišt reak ní síly podložky a tím ovliv uje kinematiku a dynamiku v kolenním kloubu. Dorzální flexe chodidla zkracuje p sobící rameno páky v kolenním kloubu tím, že se p sobišt reak ní síly posouvá b hem krokového cyklu mén
dop edu vzhledem ke kolennímu kloubu
(Blumentritt, Schmalz, Jarasch & Schneider, 1999). Tato zm na v nastavení redukuje velikost anteroposteriorní složky reak ní síly v brzdící fázi zejména p i mezistoji (Solomonidis, 1991). Tento autor došel také k zajímavému zjišt ní, že k ivka této síly p i nastavení do 6° plantární flexe se p ibližuje k ivce normální populace. Jiné zm ny nastavení N kte í auto i se zabývali také dalšími zm nami nastavení protézy nebo protetického chodidla. Nastavení protézy do nadm rné zevní rotace (36º) má za výsledek významné zm ny v asech stojné a švihové fáze (zkrácení stojné fáze postižené kon etiny) a délky kroku (Fridman, Ona & Isakov, 2003). Zvýšení addukce l žka (nato ení chodidla lateráln vzhledem k l žku ve frontální rovin ) má tém
vždy za následek posun tlaku z laterální polohy chodidla do polohy mediální,
zatímco abdukce l žka (nato ení chodidla mediáln vzhledem k l žku) má za následek posuny z mediální do laterální oblasti (Geil & Lay, 2004). Sagitální posun chodidla m ní délku efektivní páky na p ednoží a pat , což ovliv uje stabilitu kolenního kloubu. Posun chodidla posteriorn zvyšuje tendenci ke kolenní flexi, zatímco posun chodidla anteriorn zvyšuje tendenci ke kolenní extenzi (Schmalz, Blumentritt & Jarasch, 2002).
120
Kompenzace zm n v nastavení Lidské t lo se umí p izp sobit okamžitým podmínkám. Stejn
jako zdravý
lov k
p izp sobuje svou ch zi nap . podle terénu, ve kterém se pohybuje, tak osoba s amputací m že n které zm ny nastavení kompenzovat zm nou pohybu ostatních segment t la. Fridman, Ona a Isakov (2003) p i nastavení chodidla do zevní rotace zjistili, že byla p i samotném m ení menší než p i nastavení a uvádí, že to m že být zp sobeno kompenza ním mechanismem amputované kon etiny. Hlavním kloubem, který kontroluje rozsah rotace dolní kon etiny, je ky elní kloub a ten je u osob s transtibiální amputací neporušen, tedy extrémní zevní rotace chodidla m že být kompenzována vnit ní rotací ky elního kloubu. Tyto kompenzace mohou být jednou z p í in, že se malé zm ny v nastavení neprojeví ve zm nách krokového cyklu. P ed tím než budou záv ry výzkum v oblasti kvantifikace nastavování chodidla využity v klinické praxi, musí být nejd íve ustanoveny zm ny v nastavení, které mají za následek m itelné rozdíly (Geil & Lay, 2004). Je pravd podobn nereálné definovat optimální rozložení plantárních tlak nap í všemi subjekty, nebo u kone ného nastavení jsou zm ny kumulovány a je t žké zhodnotit efekt ur ité zm ny (Geil & Lay, 2004). P esto stanovení ur itých zákonitostí, co které nastavení zp sobuje, je správnou cestou, jak kvantifikovat proces nastavování protézy.
6.3.2 Doporu ení pro optimalizaci nastavení protézy a protetického chodidla Nesprávné nastavení protézy nebo protetického chodidla zp sobuje u osob s transtibiální amputací zm ny v provedení krokového cyklu. Naopak d kladné porozum ní krokovému cyklu nám m že pomoci odhalit chyby v protetickém nastavení. Provedení ch ze se nejvíce lišilo p i nastavení protetického chodidla do zvýšené dorzální flexe. P i tomto nastavení dochází ke zvýšení frekvence kroku. V záv ru stojné fáze na postižené kon etin se objevuje zrychlený pr b h odvalu chodidla, zatížení se p enáší d íve na zdravou kon etinu. Hlavním nebezpe ím p i nastavení protetického chodidla do zvýšené dorzální flexe je zvýšená nestabilita ve stádiu zat žování na postižené kon etin , protože dosažení fáze plného chodidla na podložce trvá déle. Objevuje se zde tendence p esunu zatížení více na mediální ást chodidla zdravé kon etiny. Nastavení protetického chodidla do zvýšené plantární flexe m žeme rozpoznat tak, že osoby s tímto nastavením musí vynaložit v tší úsilí p i ukon ování stojné fáze na postižené
121
kon etin . Mediolaterální stabilita p i ch zi je udržována více zdravou kon etinou, nebo dochází ke zvýšení zatížení na mediální a k redukci zatížení na laterální stran chodidla zdravé kon etiny. P íliš dlouhá protéza nutí uživatele protézy k v tšímu úsilí na za átku stojné fáze postižené kon etiny, kdy p esouvá t žišt t la za kon etinu. V druhé polovin stojné fáze dochází naopak ke zrychlení pohybu. Zkrácení protézy se projevuje zejména v záv ru stojné fáze postižené kon etiny, kde zp sobuje obtíže p i dokon ení odšlapu. Toto nastavení protézy se lišilo pouze v n kolika parametrech. Je otázkou, zda se osoba s amputací na zkrácení protézy dokáže tak dob e adaptovat nebo zda je zkrácení protézy o 1 cm p íliš malé na to, aby mohlo dojít k významným zm nám v krokovém cyklu.
122
6.4 Tlaky v l žku protézy 6.4.1 Tlaky v l žku protézy p i ch zi P i ch zi p sobí na lov ka reak ní síla podložky, která má za následek vznik momentu síly, který se projevuje v rotaci tibiální ásti protézy. Rotace tibiální ásti protézy se u osob s amputací prost ednictvím protetického l žka p enáší na pahýl postižené kon etiny. Jedna z možností jak toto zatížení na rozhraní pahýlu a l žka kvantifikovat, je m ení tlak . P i ch zi by m lo být nejv tší zatížení v anteriorní a posteriorní oblasti na za átku stojné fáze (Kapp & Fergason, 2004). V naší studii se ukázala anteriorní ást l žka transtibiální protézy jako dominantní. Na laterální stran l žka byly hodnoty tlaku menší než na p ední stran pahýlu. Goh, Lee a Chong (2003) zjistili vysokou hodnotu tlaku v anteroproximální oblasti. Mediolaterální složka reak ní síly sm uje po tém
celou stojnou fázi postižené kon etiny
sm rem ke zdravé kon etin . V d sledku tohoto p sobení vzniká v oblasti pahýlu moment síly, který by m l mít za následek v tší tlak v medioproximální a laterodistální oblasti. S tím se ztotož ují také Goh, Lee a Chong (2003), avšak u n kterých subjekt v jejich studii se vysoký tlak v laterodistální oblasti neobjevil. Zhang, Turner-Smith, Tanner a Roberts (1998) zjistili, že maximum tlaku p i ch zi asto nastává v popliteální oblasti. Krom tlak
(sil) kolmých na kontaktní plochu mezi pahýlem a l žkem, je d ležité
sledovat smykové síly (tlaky). Zhang, Turner-Smith, Tanner a Roberts (1998) uvádí hodnoty maximálních tlakú (i smykových) dosažených p i ch zi (obvykle b hem stojné fáze). Maximální nam ené hodnoty dosahovaly až 320 kPa pro p ímý tlak (kolmý na povrch pahýlu) a 61 kPa pro výslednici smykových tlak . Pr m rné maximum tlaku (ze t í krok ) pokrývalo široké rozp tí. P ímý tlak se pohyboval od 25 kPa do 320 kPa a výslednice smykových tlak od 1,9 kPa do 61 kPa. K ivka závislosti velikosti tlaku na ase v pr b hu krokového cyklu byla v naší studii pro proximální i distální ásti m ené oblasti (anteriorní) dvouvrcholová, s v tšími hodnotami v proximální ásti a na za átku stojné fáze. Z ejm to souvisí s dvouvrcholovou k ivkou reak ní síly podložky (vertikální složka). Tato charakteristika je z etelným znakem rychlé a robustní ch ze, ale je mén
výrazná p i pomalé ch zi (Zhang, Turner-Smith, Tanner
& Roberts, 1998). Jedním z d ležitých parametr , který ovliv uje zatížení na povrchu pahýlu je zvolený typ l žka. Beil, Street a Covey (2002) zjistili, že hodnoty tlakového impulsu a maxima tlaku 123
v pr b hu stojné fáze jsou významn nižší p i použití podtlakového l žka. V pr b hu švihové fáze byly hodnoty impulsu, pr m ru a maxima tlaku naopak u tohoto l žka vyšší. Ze studií, které se v posledních letech touto problematikou zabývaly, vyplývá, že v tšina autor se potýká s relativn velkou variabilitou výsledk . Sanders, Zachariah, Baker, Greve a Clinton (2000) uvádí, že každá z osob m la vlastní pr b h rozložení povrchových tlak odrážející protetikovu metodu využitou p i tvarování l žka k tolerování tlaku, styl ch ze pacienta a vlastnosti tkání. Maxima tlak
jsou variabilní mezi subjekty i mezi r znými
m ícími místy (Zhang, Turner-Smith, Tanner & Roberts, 1998). Podle studie Sanders, Zachariah, Baker, Greve a Clinton (2000) se velikost tlaku na rozhraní pahýlu a l žka m ní z týdnu na týden. D vodem mohou být zm ny tvaru pahýlu, vlastnosti materiál a styl ch ze. Za nejpravd podobn jší p í inu t chto zm n považují zm ny tvaru pahýlu, avšak zna né zm ny tlaku mezi jednotlivými m eními zjistili i p i minimálních zm nách objemu pahýlu. Dalším problémem je, že tlaky na rozhraní pahýlu a l žka b hem stoje pravd podobn nejsou p edpokladem pro velikost a rozložení tlak p i ch zi (Seelen, Anemaat, Janssen & Deckers, 2003) nebo jsou pouze mírným predikátorem maximálních tlak
p i ch zi
(Zachariah & Sanders, 2001). Zhang, Turner-Smith, Tanner a Roberts (1998) zjistili, že maxima tlak p i stoji byla na všech místech menší než maxima p i ch zi a že maximum tlaku je p i ch zi p ibližn dvakrát v tší než p i stoji.
6.4.2 Tlaky v l žku protézy p i ch zi do schod a ze schod V literatu e jsme nenašli studii, která by se zabývala velikostí a rozložením tlak v l žku protézy p i ch zi do schod nebo ze schod . Naše výsledky budeme diskutovat s ohledem na p sobení reak ní síly podložky a moment síly v kolenním kloubu. Zatížení distální ásti na anteriorní stran pahýlu je v tší na za átku stojné fáze, v dalším pr b hu pohybu se velikost tlaku v distální a proximální ásti snižuje a vyrovnává. To signalizuje, že osoba s amputací našlapuje více na špi ku protézy než p i ch zi. Podobnou informaci nám dává pohyb p sobišt reak ní síly. Na po átku zatížení je tlak pouze v distální ásti segmentu. To je d sledkem toho, že p sobišt reak ní síly je p ed hlezenním kloubem. Moment síly zp sobuje, že proximální ást bérce rotuje dozadu sm rem dozadu. Posun tlaku k jeho proximální ásti je ukon en p ibližn v polovin stojné fáze a dochází k mírnému posunu zp t k distální
ásti. To souvisí s tím, že se zatížení op t p esouvá na špi ku
a ukon uje se stojná fáze.
124
U ch ze ze schod
m žeme o ekávat opa nou tendenci. Osoby s amputací našlapují
na patu, p sobišt reak ní síly je za hlezenním kloubem, bérec rotuje vp ed. D sledkem je v tší tlak v celém pr b hu stojné fáze v proximální ásti pahýlu. Posun p sobišt reak ní síly se výrazn zpomalí v centrální oblasti m ící plochy, dochází k zastavení pohybu a k minimálním výchylkám až do t í tvrtin stojné fáze. V tomto období probíhá švihová fáze nepostižené kon etiny. Pohyb p sobišt reak ní síly je ukon en rychlým posunem k proximální ásti segmentu, což je d sledkem rychlého odšlapu v záv ru stojné fáze p es špi ku protézy.
125
7 Záv ry Provedení ch ze u osob s transtibiální amputací je asymetrické. Mezi postiženou a nepostiženou kon etinou existují tyto základní rozdíly v kinematických i dynamických parametrech ch ze: -
stojná fáze je na postižené kon etin kratší a švihová delší,
-
zatížení je na postižené kon etin menší než na nepostižené,
-
zatížení se d íve p enáší na nepostiženou kon etinu,
-
dynamika zat žování s výrazn jším st ídáním minima a maxima je v tší na nepostižené kon etin .
Krokový cyklus je u osob s amputací ovlivn n typem protetického chodidla. Základní rozdíly jsme formulovali do t chto záv r : -
parametry krokového cyklu p i použití dynamického typu protetického chodidla se více blíží parametr m na nepostižené kon etin ,
-
rozsah pohybu v protetickém kotníku je p i použití dynamického chodidla v tší,
-
u dynamického chodidla je odval plynulejší a více se blíží odvalu nepostiženého chodidla,
-
p i použití klasického typu chodidla se objevuje v tší zatížení na nepostižené kon etin ve stádiu zat žování, což m že znamenat, že zde dochází k p et žování zdravé kon etiny.
Nastavení protetického chodidla významn
ovliv uje provedení ch ze u osob
s transtibiální amputací. V této oblasti jsou nejvýznamn jší tyto záv ry: -
zm na úhlového nastavení chodidla do zvýšené plantární nebo dorzální flexe se projevuje více než prodloužení nebo zkrácení protézy,
-
p i nastavení do plantární a dorzální flexe hraje zdravá kon etina v tší roli p i udržování mediolaterální stability p i ch zi,
-
nastavení protetického chodidla do plantární flexe se projevuje jako nevýhodné zejména p i odšlapu, kdy musí být vynaloženo v tší úsilí na provedení plantární flexe v protetickém kotníku,
-
nastavení do dorzální flexe zvyšuje nároky na udržení stability na po átku stojné fáze postižené kon etiny.
126
8 Souhrn Ch ze je základní pohybovou aktivitou lov ka. U osob s transtibiální amputací dochází ke zm nám v provedení ch ze, které jsou zap í in ny odlišnými vlastnostmi zdravé kon etiny a protetické náhrady. Provedení ch ze m že být ovlivn no zvoleným typem protetického chodidla, p ípadn
nastavením protézy a protetického chodidla. Cílem této práce bylo
posoudit to, zda se p i t chto zm nách m ní pr b h kinematických a dynamických parametr ch ze. Analyzovaný soubor pro hodnocení ch ze osob s transtibiální amputací s r znými typy protetických chodidel tvo ilo 11 osob s jednostrannou transtibiální amputací (v k 46,1±12,0 let, výška 174±5 cm, hmotnost 82,5±13,9 kg, délka používání protézy 13,8±12,5 let). Pro pot eby analýzy ch ze jsme využili videografickou vyšet ovací metodu, dynamografii a analýzu tlak na kontaktu nohy s podložkou. Zkoumané osoby provád li ch zi s dv ma typy protetických chodidel. Jednalo se o klasické chodidlo typu SACH a dynamické chodidlo Sure-flex. Vliv nastavení protetického chodidla a protézy jsme analyzovali pomocí za ízení na m ení asových parametr
krokového cyklu a flexibilních stélek pro m ení rozložení tlaku
na kontaktu chodidla a obuvi. Sledovaný soubor tvo ilo 10 osob pro m ení rozložení tlaku v obuvi (v k 57,2±12,4 let, výška 178±7 cm, hmotnost 89,6±14,9 kg, délka používání protézy 12,8±14,9 let) a 11 osob pro m ení asových parametr ch ze (v k 59,8±9,3 let, výška 177±5 cm, hmotnost 90,1±15,0 kg, délka používání protézy 14,6±14,1 let). Byla hodnocena tato nastavení: 1 – optimální nastavení ur ené protetikem, 2 – protéza o 1 cm kratší, 3 – protéza o 1 cm delší, 4 – protetické chodidlo nastavené do plantární flexe (+5°), 5 – protetické chodidlo nastavené do dorzální flexe (-5°). Analýza tlak
v l žku protézy byla provedena pomocí za ízení na m ení tlaku
o rozm rech 16 x 3 cm, které bylo zabudováno do l žka protézy. Jednalo se o pilotní studii, které se zú astnila jedna osoba (v k 35 let, výška 176 cm, hmotnost 98 kg, doba používání protézy 3 roky). Tato osoba absolvovala opakované pokusy ch ze, ch ze do schod a ch ze ze schod . Zatížení p i ch zi bylo na zdravé kon etin vyšší než na postižené. Osoby s transtibiální amputací p enášejí zatížení z postižené kon etiny d íve na zdravou, ímž „šet í“ kon etinu s protézou. Provedení krokového cyklu na postižené kon etin
se s dynamickým typem
protetického chodidla více blížilo provedení na zdravé kon etin . Možnost akumulace 127
a tvorby energie u dynamického typu chodidla se projevila v plynulejším a dynami t jším odvalu protetického chodidla. Provedení ch ze bylo více ovlivn no nastavením chodidla do plantární nebo dorzální flexe než zm nou délky protézy. Nesprávné nastavení protetického chodidla se projevilo zejména na po átku (nastavení do zvýšené dorzální flexe) a konci (nastavení do zvýšené plantární flexe) stojné fáze postižené kon etiny. Výb r protetického chodidla a jeho nastavení ovliv uje p i ch zi také pohyb zdravé kon etiny. P i použití klasického chodidla dochází ve stádiu zat žování k jejímu v tšímu zatížení. P i zm nách úhlového nastavení chodidla do zvýšené plantární nebo dorzální flexe má zdravá kon etina v tší roli p i udržování mediolaterální stability p i ch zi.
128
9 Summary Gait is a basic human movement activity and for a transtibial amputee it pertains to changes in gait performance pursuant to the differences between the healthy and the prosthetic limbs. Additionally, gait performance can be influenced by the type of prosthetic foot or the opted prosthetic alignment. The aim of our work is to assess whether these variations alter the kinematic and dynamic variables of the gait. The observed group for evaluating the gait in a transtibial amputee with various prosthetic foot types comprised of eleven subjects with unilateral transtibial amputation (age 46.1±12.0 years, height 174±5 cm, body weight 82.5±13.9 kg, period of prosthesis use 13.8±12.5 years). We used the methods of videography, dynamography and pressure analysis between the foot and the pad. The observed subjects executed gait with two varying prosthetic feet: the conventional prosthetic foot SACH and the dynamic prosthetic foot Sure-flex. For the purpose of determining the influence of prosthetic alignment we incorporated the equipment for measuring time variables of the gait cycle and opted for flexible soles for measuring pressure distribution at the contact of foot with the boot. The analyzed group consisted of ten subjects for pressure distribution measurement in the footwear (age 57.2±12.4 years, height 178±7 cm, body weight 89.6±14.9 kg, period of prosthesis use 12.8±14.9 years) and eleven subjects for time variables measurement of the gait (age: 59.8±9.3 years, height 177±5 cm, body weight 90.1±15.0 kg, period of prosthesis use 14.6±14.1 years). The prosthetic alignments evaluated were: 1 – optimal alignment determined by prosthetist, 2 – prosthesis about 1 cm shorter, 3 – prosthesis about 1 cm longer, 4 – increased plantar flexion of the prosthetic foot (+5°), and 5 – increased dorsal flexion of the prosthetic foot (-5°). Pressure analysis in prosthesis socket was realized with help of flexible equipment for pressure measurement, which has a measuring surface of 16 x 3 cm. This equipment was placed in the prosthesis socket. As a pilot study, only one person participated in this evaluation (age 35 years, body height 176 cm, body weight 98 kg, period of prosthesis use 3 years). This person performed several trials comprising general gait, gait up the stairs and gait down the stairs. Loading during gait was greater on the sound limb than on the prosthetic limb. Transtibial amputees transmit load from the prosthetic to the sound limb sooner, thereby saving the limb with prosthesis. The performance of gait cycle on the prosthetic limb with dynamic prosthesis 129
was close to the performance exhibited by the sound limb. Accumulation and generation of energy with the dynamic foot type was observed as being more fluent and dynamic in contrast to the prosthetic foot. Gait performance was significantly influenced by foot alignment for increased plantar or dorsal flexion than changes in the prosthesis length. A non-optimal prosthetic foot alignment was ascertained mainly at the beginning (increased dorsal flexion of the prosthetic foot) and at the end (increased plantar flexion of the prosthetic foot) of the stance phase of the prosthetic limb. During gait, the choice of prosthetic foot influences also movement at the sound limb. With the use of conventional foot, the sound limb tended to be more loaded during the loading response phase. At angular change of prosthetic foot to increased plantar and dorsal flexion, the sound limb is seen as having a greater role in maintaining the medio-lateral balance during gait.
130
10 Referen ní seznam Ayyappa, E. (1997). Normal human locomotion, part 1: basic concepts and terminology. J Prosthet Orthot, 9(1), 10-17. Barth, D. G., Shumacher, L., & Thomas, S. S. (1992). Gait analysis and energy cost of below-knee amputees wearing six different prosthetic feet. J Prosthet Orthot, 4(2), 63-74. Bateni, H., & Olney, S. J. (2002). Kinematic and kinetic variations of below-knee amputee gait. J Prosthet Orthot, 14(1), 2-12. Beil, T. L., Street, G. M., & Covey, S. J. (2002). Interface pressures during ambulation using suction and vacuum-assisted prosthetic sockets. J Rehabil Res Dev, 39(6), 693-700. Blumentritt, S., Schmalz, T., Jarasch, R., & Schneider, M. (1999). Effects of sagittal plane prosthetic alignment on standing trans-tibial amputee knee loads. Prosthet Orthot Int, 23, 231-238. Bowker, J. H., & Pritham, C. H. (2004). The history of amputation and prosthetics. In D. G. Smith, J. W. Michael & J. H. Bowker (Eds.), Atlas of Amputations and Limb Deficiencies Surgical, Prosthetic, and Rehabilitation Principles (3rd ed.) (pp. 3-20). Rosemont: AAOS. Coleman, K. L., Boone, D. A., Smith, D. G., & Czerniecki, J. M. (2001). Effect of trans-tibial prosthesis pylon flexibility on ground reaction forces during gait. Prosthet Orthot Int, 25(3),195-201. Convery, P., & Buis, A. W. (1999). Socket/stump interface dynamic pressure distribution recorded during the prosthetic stance phase of gait of a trans-tibial amputee wearing a hydrocast socket. Prosthet Orthot Int, 23(2), 107-112. Cortes, A., Viosca, E., Hoyos, J. V., Prat, J., & Sanchez-Lacuesta, J. (1997). Optimisation of the prescription for trans tibial (TT) amputees. Prosthet Orthot Int, 21(3), 168-174. Cugini, U., Bertetti, M., Bonacini, D., & Zanetti, M. (2006). Kinematics of sprinting: comparison between normal and amputees athletes. In H. Schwameder, G. Strutzenberger, V. Fastenbauer, S. Lindinger & E. Müller (Eds.), Proceedings of the XXIV International Symposium on Biomechanics in Sports (pp. 375-379). Salzburg: University of Salzburg. Dingwell, J. B., Davis, B. L., & Frazier, D. M. (1996). Use of an instrumented treadmill for real-time gait symmetry evaluation and feedback in normal and trans-tibial amputee subjects. Prosthet Orthot Int, 20(2), 101-110.
131
Edelstein, J. E. (1990). Prosthetic and orthotic gait. In G. L. Smidt (Ed.), Gait in rehabilitation (pp. 281-300). New York: Churchill Livingstone Inc. Engsberg, J. R., Lee, A. G., Patterson, L. J., & Harder, J. A. (1991). External loading comparison between able-bodied and below-knee amputee children during walking. Arch Phys Med Rehabil, 72, 657-661. Engstrom, B., & Van de Ven, C. (Eds.). (1999). Therapy for amputees (3th ed.). London: Churchil Livingstone. Fridman, A., Ona, I., & Isakov, E. (2003). The influence of prosthetic foot alignment on trans-tibial amputee gait. Prosthet Orthot Int, 27, 17-22. Gage, J. R. (1991). Gait analysis in Cerebral Palsy. New York: Mac Keith Press. Geil, M. D. (2002). Variability among practitioners in dynamic observational alignment of a transfemoral prosthesis. J Prosthet Orthot, 14, 159-164. Geil, M. D., & Lay, A. (2004). Plantar foot pressure responses to changes during dynamic trans-tibial prosthetic alignment in a clinical setting. Prosthet Orthot Int, 28, 105-114. Gitter, A., Czerniecki, J. M., & DeGroot, D. M. (1991). Biomechanical analysis of the influence of prosthetic feet on below-knee amputee walking. Am J Phys Med Rehabil, 70, 142-148. Goh, J. C. H., Lee, P. S. V., & Chong, S. Y. (2003). Stump/socket pressure profiles of the pressure cast prosthetic socket. Clin Biomech, 18, 237-243. Hagman, F., Ulicevic, T., van de Ven, A. A. F., & van Eijndhoven, S. J. L. (2001). Calculating the inversion/eversion motion of the foot from pressure plate measurements. In E. Hennig, A. Stacoff (Eds.), Proceedings of the 5th Symposium on Footwear Biomechanics (pp. 42-43). Zuerich, Switzerland. Han T. R., Chung, S. G., & Shin, H. I. (2003). Gait patterns of transtibial amputee patients walking indoors barefoot. Am J Phys Med Rehabil, 82(2), 96-100. Hayden, S., Evans, R., McPoil, T. G., Cornwall, M. W., & Pipinich, L. (2000). The effect of four prosthetic feet on reducing plantar pressures in diabetic amputees. J Prosthet Orthot, 12(3), 92-96. Heim., S. & Kaphingst, W. (2002). Základy protetiky horních a dolních kon etin (V. Vod na, trans.). Praha: FOPTO. (Original work published 1991) Hill, S. W., Patla, A. E., Ishac, M. G., Adkin, A. L., Supan, T. J., & Barth, D. G. (1997). Kinematic patterns of participants with a below-knee prosthesis stepping over obstacles of various heights during locomotion. Gait Posture, 6, 186-192.
132
Hoppenfeld, S. (1976). Physical examination of the spine and extremities. Crofts: Appleton-Century. Hsu, M.-J., Nielsen D. H., Yack, J., Shurr, D. G., & Lin, S.-J. (2000). Physiological comparisons of physically active persons with transtibial amputation using static and dynamic prostheses versus persons with nonpathological gait during multiple-speed walking. J Prosthet Orthot, 12, 60-67. Hurley, G. R. B., McKenney, R., Robinson, M., Zadravec, M., & Pierrynowski, M. R. (1990). The role of the contralateral limb in below-knee amputee gait. Prosthet Orthot Int, 14, 33-42. Chao, E. Y. S., & Calahan, T. D. (1990). Kinematics and kinetics of normal gait. In G. L. Smidt (Ed.), Gait in rehabilitation (pp. 45-63). New York: Churchill Livingstone Inc. Isakov, E., Keren, O., & Benjuya, N. (2000). Trans-tibial amputee gait: time-distance parameters and EMG activity. Prosthet Orthot Int, 24, 216-220. Janura, M., Svoboda, Z., & Elfmark, M. (2005). The influence of various types of trans-tibial prosthesis on the dynamic parameters of human gait. In Proceedings of Biomechanics of the Lower Limb in Health, Disease and Rehabilitation (p. 28). Manchester: University of Salford. Janura, M., & Zahálka, F. (2004). Kinematická analýza pohybu lov ka. Olomouc: Univerzita Palackého. Kapp, S. L., & Fergason, J. R. (2004). Transtibial amputation: Prosthetic Management. In D. G. Smith, J. W. Michael & J. H. Bowker (Eds.), Atlas of Amputations and Limb Deficiencies Surgical, Prosthetic, and Rehabilitation Principles (pp. 503-515). Rosemont: AAOS. Kirtley, C. (2006). Clinical gait analysis: theory and practice. Edinburgh: Elsevier Churchill Livingstone. Lemaire, E. D., Fisher, F. R., & Robertson, D. G. E. (1993). Gait patterns of elderly men with trans-tibial amputations. Prosthet Orthot Int, 17, 27-37. Levangie, P. K., & Norkin, C. C. (2001). Joint structure and function, A comprehensive analysis (3rd. ed.). Philadelphia: F. A. Davis. Macfarlane, P. A., Nielsen, D. H., Shurr, D. G., & Meier, K. (1991). Gait comparisons for below-knee amputees using a Flex-foot(TM) versus a conventional prosthetic foot. J Prosthet Orthot, 3(4), 150-161.
133
Mak, A. F., Zhang, M., & Boone, D. A. (2001). State-of-the-art research in lower-limb prosthetic biomechanics-socket interface: A review. J Rehabil Res Dev, 38(2), 161-174. Marinakis, G. N. S. (2004). Interlimb symmetry of traumatic unilateral transtibial amputees wearing two different prosthetic feet in the early rehabilitation stage. J Rehabil Res Dev, 41(4), 581-590. May, B. J. (2002). Amputation and Prosthetics. A case study approach (2nd ed.). Philadelphia: F. A. Davis Company. Menard, M. R., McBride, M. E., Sanderson, D. J., & Murray, D. D. (1992). Comparative biomechanical analysis of energy-storing prosthetic feet. Arch Phys Med Rehabil, 73, 451-458. Menard, M. R., & Murray, D. D. (1989). Subjective and Objective Analysis of an Energy-Storing Prosthetic Foot. J Prosthet Orthot, 1(4), 220-230. Michael, J. W. (2004). Prosthetic Suspensions and Components. In D. G. Smith, J. W. Michael & J. H. Bowker (Eds.), Atlas of Amputations and Limb Deficiencies Surgical, Prosthetic, and Rehabilitation Principles (pp. 409-427). Rosemont: AAOS. Michaud, S. B., Gard, S. A., & Childress, D. S. (2000). A preliminary investigation of pelvic obliquity patterns during gait in persons with transtibial and transfemoral amputation. J Rehabil Res Dev, 37(1), 1-10. Miff, S. C. , Childress, D. S., Gard, S. A., Meier, M. R., & Hansen, A. H. (2005). Temporal symmetries during gait initiation and termination in nondisabled ambulators and in people with unilateral transtibial limb loss. J Rehabil Res Dev, 42(2), 175-182. Mizuno, N., Aoyama, T., Nakajima, A., Kasahara, T., & Takami, K. (1992). Functional evaluation by gait analysis of various ankle-foot assemblies used by below-knee amputees. Prosthet Orthot Int, 16, 174-182. Nielsen, D. H., Shurr, D. G., Golden, J. C., & Meier, K. (1989). Comparison of energy cost and gait efficiency during ambulation in below-knee amputees using different prosthetic feet: a preliminary report. J Prosthet Orthot, 1, 24-31. Nolan, L., & Lees, A. (2000). The functional demands on the intact limb during walking for active transfemoral and transtibial amputees. Prosthet Orthot Int, 24, 117-125. Nolan, L., Wit, A., Dudziñski, K., Lees, A., Lake, M., & Wychowañski, M. (2003). Adjustments in gait symmetry with walking speed in trans-femoral and trans-tibial amputees. Gait Posture, 17, 142-151. Olsson, E. C. (1990). Methods of studying gait. In G. L. Smidt (Ed.), Gait in rehabilitation (pp. 21-43). New York: Churchill Livingstone Inc. 134
Peeraer, L., & De Roy K. K. (2002). Influence of alignment variations of a prosthetic foot on lower limb kinematics and centre of pressure during below knee amputee gait [Abstrakt]. Gait Posture, 16, suppement 1, S171. Perry, J. (2004a). Amputee Gait. In D. G. Smith, J. W. Michael & J. H. Bowker (Eds.), Atlas of Amputations and Limb Deficiencies Surgical, Prosthetic, and Rehabilitation Principles (3rd ed.) (pp. 367-384). Rosemont: AAOS. Perry, J. (2004b). Normal Gait. In D. G. Smith, J. W. Michael & J. H. Bowker (Eds.), Atlas of Amputations and Limb Deficiencies Surgical, Prosthetic, and Rehabilitation Principles (3rd ed.) (pp. 353-366). Rosemont: AAOS. Perry, J., Boyd, L. A., Rao, S. S., & Mulroy, S. J. (1997). Prosthetic weight acceptance mechanics in transtibial amputees wearing the Single Axis, Seattle Lite, and Flex Foot. IEEE Trans Rehabil Eng, 5(4), 283-289. Pinzur, M. S., Cox, W., Kaiser, J., Morris, T., Patwardhan, A., & Vrbos, L. (1995). The effect of prosthetic alignment on relative limb loading in persons with trans-tibial amputation: a preliminary report. J Rehabil Res Dev, 32, 373-378. Polliack, A. A., Craig, D. D., Sieh, R. C, Landsberger, S., & Mcneal, D. R. (2002). Laboratory and clinical tests of a prototype pressure sensor for clincial assessment of prosthetic socket fit. Prosthet Orthot Int, 26(1), 23-34. Polliack, A. A., Sieh, R. C., Craig, D. D., Landsberger, S., Mcneal, D. R., & Ayyappa, E. (2002). Scientific validation of two commercial pressure sensor systems for prosthetic socket fit. Prosthet Orthot Int, 26(1), 23-34. Postema, K., Hermens, H. J., de Vries, J., Koopman, H. F., & Eisma, W. H. (1997). Energy storage and release of prosthetic feet. Part 2: Subjective ratings of 2 energy storing and 2 conventional feet, user choice of foot and deciding factor. Prosthet Orthot Int, 21(1), 28-34. Powers, C. M., Rao, S., & Perry, J. (1998). Knee kinetics in trans-tibial amputee gait. Gait Posture, 8, 1-7. Radcliffe, C. W. (1962). The biomechanics of below-knee prostheses in normal, level, bipedal walking. Artif limbs, 9(6), 16-24. Rao, S. S., Bontrager, E. L., Boyd, L. A., Powers, C. M., Gronley, J., & Perry, J. (1996). Prosthetic ankle joint stiffness during weight acceptance in trans-tibial amputees. Gait Posture, 4(2), 187. Robertson, D. G. E., Caldwell, G. E., Hamill, J., Kamen, G., & Whittlesey, S. N. (2004). Research methods in biomechanics. Champaign: Human Kinetics. 135
Rose, J., & Gamble, J. G. (1994). Human Walking. Baltimore: Wiliams & Wilkins. Sanders, J. E., Bell, D. M., Okumura, R. M., & Dralle, A. J. (1998). Effects of alignment changes on stance phase pressures and shear stresses on transtibial amputees: mesurement from 13 transducer sites. IEEE Trans rehabil Eng, 6(1), 21-31. Sanders, J. E., & Daly, C. H. (1999). Interface pressures and shear stresses: sagittal plane angular alignment effects in three trans-tibial amputee case studies. Prosthet Orthot Int, 23(1), 21-29. Sanders, J. E., Zachariah, S. G., Baker, A. B., Greve, J. M., & Clinton, C. (2000). Effects of changes in cadence, prosthetic componentry, and time on interface pressures and shear stresses of three trans-tibial amputees. Clin Biomech, 15(9), 684-694. Sanderson, D. J., & Martin, P. E. (1997). Lower extremity kinematic and kinetic adaptations in unilateral below-knee amputees during walking. Gait Posture, 6, 126-136. Saunders, J. B., Inman, V. T., & Eberhart, H. D. (1953). The major determinants in normal and patological gait. J Bone Joint Surg, 35-A, 543-58. Seelen, H. A., Anemaat, S., Janssen, H. M., & Deckers, J. H. (2003). Effects of prosthesis alignment on pressure distribution in the stump/socket interface in transtibial amputees during unsupported stance and gait. Clin Rehabil, 17(7), 787-796. Seymour, R. (2002). Prosthetics and orthotics: lower limb and spinal. Baltimore: Lippincott Williams & Wilkins. Shem, K. L., Breakey, J. W., & Werner, P. C. (1998). Pressures at the residual limb-socket interface in transtibial amputees with thigh lacer-slide joints. J Prosthet Orthot, 10(3), 51-55. Schmalz, T., Blumentritt, S., & Jarasch R. (2002). Energy expenditure and biomechanical characteristics of lower limb amputee gait: The influence of prosthetic alignment and different prosthetic components. Gait Posture, 16, 255-263. Schmid, M., Beltrami, G., Zambarbieri, D., & Verni, G. (2005). Centre of pressure displacements in trans-femoral amputees during gait. Gait Posture, 21, 255-262. Schneider, K., Hart, T., Zernicke, R. F., Setoguchi, Y., & Oppenheim, W. (1993). Dynamics of below-knee child amputee gait: SACH foot versus Flex foot. J Biomech, 26, 1191-1204. Smidt, G. L. (1990). Rudiments of gait. In G. L. Smidt (Ed.), Gait in rehabilitation (pp. 1–19). New York: Churchill Livingstone Inc. Solomonidis, S. E. (1991). Gait analysis of the lower limb amputee – the effect of alignment. In U. Boenick, M. Näder & C. Mainka (Eds.), Gait analysis – state-of-the-art of measuring
136
system and their importance in prosthetic and orthotic technology: proceedings (pp. 290-297). Berlin: Technische universität Berlin und Otto Bock stiftung. Thomas, S. S., Buckon, C. E., Helper, D., Turner, N., Moor, M., & Krajbich, J. I. (2000). Comparison of the Seattle Lite Foot and Genesis II Prosthetic Foot during walking and running. J Prosthet Orthot, 12, 9-14. Thompson, N. (1999). Normal locomotion and prosthetic replacement. In B. Engstrom, & C. Van de Ven (Eds.), Therapy for Amputees (3rd ed.) (pp. 115-128). Edinburgh: Churchill Livingstone. Trew, M. (1997). Function of the lower limb. In M. Trew & T. Everett (Eds.), Human Movement. An Introductory Text (3rd ed.) (pp. 155-169). New York: Churchill Livingstone. Trew, M., & Everett, T. (1997). Evaluating and measuring human movement. In M. Trew & T. Everett (Eds.), Human Movement. An Introductory Text (3rd ed.) (pp. 225-241). New York: Churchill Livingstone. Twiste, M., & Rithalia, S. (2003). Transverse rotation and longitudinal translation during prosthetic gait - A literature review. J Rehabil Res Dev, 40(1), 9-18. Van Gheluwe, B., & Nelen, B. (1999). Plantar foot pressure of lower leg amputees during gait and running. In Proceedings of the 4th symposium on footwear biomechanics (p. 46). Vaverka, F., & Elfmark, M. (2006). The gait analysis based on the measurement of ground reaction forces. In Z. Borysiuk (Ed.), 5th International Conference Movement and Health – Proceedings (pp. 535-545). Opole: Opole University of Technology. Whittle, M. W. (1997). Gait analysis, an introduction. Oxford: Butterworth-Heinemann. Williams, R. B., Porter, D., & Roberts, V. C. (1992). Triaxial force transducer for investigating stresses at the stump/socket interface. Med and Biol Eng and Comput, 1, 89-96. Winter, D. A. (2004). Biomechanics and motor control of human movement (3rd ed.). Hoboken: John Wiley & Sons, Inc. Winter, D. A., Patla, A. E., Frank, J. S., & Walt, S. E. (1990). Biomechanical walking pattern changes in the fit and healthy elderly. Phys Ther, 70, 340-347. Winter, D. A., & Sienko, S. E. (1988). Biomechanics of below-knee amputee gait. J Biomech, 21, 361-367. Zahedi, M. S., & Spence, W. D., Solomonidis, S. E., & Paul, J. P. (1986). Alignment of lower-limb prostheses. J Rehabil Res Dev, 23, 2-19.
137
Zachariah, S. G., & Sanders, J. E. (2001). Standing interface stresses as a predictor of walking interface stresses in the trans-tibial prosthesis. Prosthet Orthot Int, 25(1), 34-40. Zhang, M., Turner-Smith, A. R., Roberts, V. C., & Tanner, A. (1996). Frictional action at lower limb/prosthetic socket interface. Med Eng Phys, 18(3), 207-214. Zhang, M., Turner-Smith, A. R., Tanner, A., & Roberts, V. C. (1998). Clinical investigation of the pressure and shear stress on the trans-tibial stump with prosthesis. Med Eng Phys, 20, 188-198.
138
11 P ílohy P íloha 1 Pr b h úhlových a silových parametr ch ze u jednotlivých subjekt V následujících grafech je vždy k ivka ze t í pokus ch ze p irozenou rychlostí u daného subjektu.
139
Proband 1 V k: 33 let, výška: 176 cm, hmotnost: 100 kg, délka používání protézy: 0,8 let, postižená kon etina: levá, aktivita: st ední. 1. 2. 3. 4. 5.
vertikální složka reak ní síly p i použití protetického chodidla Sure-flex, vertikální složka reak ní síly p i použití protetického chodidla SACH, plantární a dorzální flexe v hlezenním kloubu, flexe v kolenním kloubu, flexe a extenze v ky elním kloubu. 1.
2.
F
F
% stojné fáze
% stojné fáze
Legenda k 1, 2: --- zdravá kon etina, –– postižená kon etina, F/G – reak ní síla vyd lená p sobící tíhovou silou. 4.
30
80
25
70
20
60
15
50
Dorzální flexe
5 0 0
5 10 15 20 25 30 35 40 45 50 55 60 65 70 75 80 85 90 95 100
Stupn
10
Stupn
Plantární flexe
3.
FZ FP SZ SP
FP SZ
30
SP
-5
20
-10
10
-15
FZ
40
0 0
-20
5 10 15 20 25 30 35 40 45 50 55 60 65 70 75 80 85 90 95 100
% krokového cyklu
% krokového cyklu
5. Legenda k 3, 4, 5: FZ – zdravá kon etina chodidla Sure-flex, FP – postižená kon etina chodidla Sure-flex, SZ – zdravá kon etina chodidla SACH, SP – postižená kon etina chodidla SACH.
40
Flexe
30
20
Stupn
FZ FP
Extenze
10
SZ SP
0 0
5 10 15 20 25 30 35 40 45 50 55 60 65 70 75 80 85 90 95 100
-10
-20
% krokového cyklu
140
p i použití p i použití p i použití p i použití
Proband 2 V k: 40 let, výška: 167 cm, hmotnost: 73 kg, délka používání protézy: 6 let, postižená kon etina: pravá, aktivita: vysoká. 1. 2. 3. 4. 5.
vertikální složka reak ní síly p i použití protetického chodidla Sure-flex, vertikální složka reak ní síly p i použití protetického chodidla SACH, plantární a dorzální flexe v hlezenním kloubu, flexe v kolenním kloubu, flexe a extenze v ky elním kloubu. 1.
2.
F
F
% stojné fáze
% stojné fáze
Legenda k 1, 2: --- postižená kon etina, –– zdravá kon etina, F/G – reak ní síla vyd lená p sobící tíhovou silou. 4.
20
70
15
60
10
50 40
0
Dorzální flexe
0
5 10 15 20 25 30 35 40 45 50 55 60 65 70 75 80 85 90 95 100
-5
FZ FP SZ SP
Stupn
5
Stupn
Plantární flexe
3.
FZ FP
30
SZ SP
20
-10
10
-15
0
-20
-10
0
5 10 15 20 25 30 35 40 45 50 55 60 65 70 75 80 85 90 95 100
% krokového cyklu
% krokového cyklu
5. Legenda k 3, 4, 5: FZ – zdravá kon etina chodidla Sure-flex, FP – postižená kon etina chodidla Sure-flex, SZ – zdravá kon etina chodidla SACH, SP – postižená kon etina chodidla SACH.
40
Flexe
30
20
FZ
Stupn
10
FP
Extenze
0 0
5 10 15 20 25 30 35 40 45 50 55 60 65 70 75 80 85 90 95 100
SZ SP
-10
-20
-30
% krokového cyklu
141
p i použití p i použití p i použití p i použití
Proband 3 V k: 66 let, výška: 170 cm, hmotnost: 106 kg, délka používání protézy: 4 roky, postižená kon etina: levá, aktivita: st ední. 1. 2. 3. 4. 5.
vertikální složka reak ní síly p i použití protetického chodidla Sure-flex, vertikální složka reak ní síly p i použití protetického chodidla SACH, plantární a dorzální flexe v hlezenním kloubu, flexe v kolenním kloubu, flexe a extenze v ky elním kloubu. 1.
2.
F
F
% stojné fáze
% stojné fáze
Legenda k 1, 2: --- zdravá kon etina, –– postižená kon etina, F/G – reak ní síla vyd lená p sobící tíhovou silou. 3.
4. 80 70
15
60
10
50
0
Dorzální flexe
0
5 10 15 20 25 30 35 40 45 50 55 60 65 70 75 80 85 90 95 100
-5
FZ FP SZ SP
Stupn
5
Stupn
Plantární flexe
20
FZ
40
FP SZ
30
SP
20
-10
10 -15
0 0
-20
5 10 15 20 25 30 35 40 45 50 55 60 65 70 75 80 85 90 95 100
% krokového cyklu
% krokového cyklu
5. Legenda k 3, 4, 5: FZ – zdravá kon etina chodidla Sure-flex, FP – postižená kon etina chodidla Sure-flex, SZ – zdravá kon etina chodidla SACH, SP – postižená kon etina chodidla SACH.
40
Flexe
30
20
FZ
Stupn
10
FP
Extenze
0 0
5 10 15 20 25 30 35 40 45 50 55 60 65 70 75 80 85 90 95 100
SZ SP
-10
-20
-30
% krokového cyklu
142
p i použití p i použití p i použití p i použití
Proband 4 V k: 33 let, výška: 170 cm, hmotnost: 65 kg, délka používání protézy: 7 let, postižená kon etina: levá, aktivita: st ední. 1. 2. 3. 4. 5.
vertikální složka reak ní síly p i použití protetického chodidla Sure-flex, vertikální složka reak ní síly p i použití protetického chodidla SACH, plantární a dorzální flexe v hlezenním kloubu, flexe v kolenním kloubu, flexe a extenze v ky elním kloubu. 1.
2.
F
F
% stojné fáze
% stojné fáze
Legenda k 1, 2: --- zdravá kon etina, –– postižená kon etina, F/G – reak ní síla vyd lená p sobící tíhovou silou. 4.
25
80
20
70
15
60
10
50
0
Dorzální flexe
0
5 10 15 20 25 30 35 40 45 50 55 60 65 70 75 80 85 90 95 100
-5
FZ FP SZ SP
Stupn
5
Stupn
Plantární flexe
3.
FZ
40
FP SZ SP
30 20
-10
10
-15
0
-20
0
5 10 15 20 25 30 35 40 45 50 55 60 65 70 75 80 85 90 95 100
-10
-25
% krokového cyklu
% krokového cyklu
5. Legenda k 3, 4, 5: FZ – zdravá kon etina chodidla Sure-flex, FP – postižená kon etina chodidla Sure-flex, SZ – zdravá kon etina chodidla SACH, SP – postižená kon etina chodidla SACH.
40
Flexe
30
20
FZ
Stupn
10
FP
Extenze
0 0
5 10 15 20 25 30 35 40 45 50 55 60 65 70 75 80 85 90 95 100
SZ SP
-10
-20
-30
% krokového cyklu
143
p i použití p i použití p i použití p i použití
Proband 5 V k: 32 let, výška: 180 cm, hmotnost: 100 kg, délka používání protézy: 28 let, postižená kon etina: levá, aktivita: vysoká. 1. 2. 3. 4. 5.
vertikální složka reak ní síly p i použití protetického chodidla Sure-flex, vertikální složka reak ní síly p i použití protetického chodidla SACH, plantární a dorzální flexe v hlezenním kloubu, flexe v kolenním kloubu, flexe a extenze v ky elním kloubu. 1.
2.
F
F
% stojné fáze
% stojné fáze
Legenda k 1, 2: --- zdravá kon etina, –– postižená kon etina, F/G – reak ní síla vyd lená p sobící tíhovou silou. 3.
4. 70
25
Plantární flexe
20
60
15 50
10 40
0
Dorzální flexe
0
5 10 15 20 25 30 35 40 45 50 55 60 65 70 75 80 85 90 95 100
-5
FZ FP SZ SP
Stupn
Stupn
5
FZ FP
30
SZ SP
20
-10 10
-15 0
-20
0
5 10 15 20 25 30 35 40 45 50 55 60 65 70 75 80 85 90 95 100
-10
-25
% krokového cyklu
% krokového cyklu
5. 40
Flexe
30
20
FZ
Stupn
10
FP
Extenze
0 0
5 10 15 20 25 30 35 40 45 50 55 60 65 70 75 80 85 90 95 100
SZ SP
-10
-20
-30
% krokového cyklu
144
Legenda k 3, 4, 5: FZ – zdravá kon etina p i chodidla Sure-flex, FP – postižená kon etina p i chodidla Sure-flex, SZ – zdravá kon etina p i chodidla SACH, SP – postižená kon etina p i chodidla SACH.
použití použití použití použití
Proband 6 V k: 58 let, výška: 172 cm, hmotnost: 84 kg, délka používání protézy: 28 let, postižená kon etina: levá, aktivita: st ední. 1. 2. 3. 4. 5.
vertikální složka reak ní síly p i použití protetického chodidla Sure-flex, vertikální složka reak ní síly p i použití protetického chodidla SACH, plantární a dorzální flexe v hlezenním kloubu, flexe v kolenním kloubu, flexe a extenze v ky elním kloubu. 1.
2.
F
F
% stojné fáze
% stojné fáze
Legenda k 1, 2: --- zdravá kon etina, –– postižená kon etina, F/G – reak ní síla vyd lená p sobící tíhovou silou. 3.
4. 70 60
15
50 10
40
0
Dorzální flexe
0
5 10 15 20 25 30 35 40 45 50 55 60 65 70 75 80 85 90 95 100
-5
FZ FP SZ SP
Stupn
5
Stupn
Plantární flexe
20
FZ
30
FP SZ SP
20 10
-10
0
-15
-10
0
5 10 15 20 25 30 35 40 45 50 55 60 65 70 75 80 85 90 95 100
-20
-20
% krokového cyklu
% krokového cyklu
5. Legenda k 3, 4, 5: FZ – zdravá kon etina chodidla Sure-flex, FP – postižená kon etina chodidla Sure-flex, SZ – zdravá kon etina chodidla SACH, SP – postižená kon etina chodidla SACH.
40
Flexe
30
20
FZ
Stupn
10
FP
Extenze
0 0
5 10 15 20 25 30 35 40 45 50 55 60 65 70 75 80 85 90 95 100
SZ SP
-10
-20
-30
% krokového cyklu
145
p i použití p i použití p i použití p i použití
Proband 7 V k: 44 let, výška: 186 cm, hmotnost: 90 kg, délka používání protézy: 1,5 let, postižená kon etina: pravá, aktivita: st ední. 1. 2. 3. 4. 5.
vertikální složka reak ní síly p i použití protetického chodidla Sure-flex, vertikální složka reak ní síly p i použití protetického chodidla SACH, plantární a dorzální flexe v hlezenním kloubu, flexe v kolenním kloubu, flexe a extenze v ky elním kloubu. 1.
2.
F
F
% stojné fáze
% stojné fáze
Legenda k 1, 2: --- postižená kon etina, –– zdravá kon etina, F/G – reak ní síla vyd lená p sobící tíhovou silou. 3.
4. 70 60
10
50
5
0
Dorzální flexe
0
5 10 15 20 25 30 35 40 45 50 55 60 65 70 75 80 85 90 95 100
-5
Stupn
Stupn
Plantární flexe
15
FZ FP SZ SP
FZ
40
FP SZ
30
SP
20
-10
10 -15
0 0
-20
5 10 15 20 25 30 35 40 45 50 55 60 65 70 75 80 85 90 95 100
% krokového cyklu
% krokového cyklu
5. Legenda k 3, 4, 5: FZ – zdravá kon etina chodidla Sure-flex, FP – postižená kon etina chodidla Sure-flex, SZ – zdravá kon etina chodidla SACH, SP – postižená kon etina chodidla SACH.
30 25
Flexe
20 15
FZ
Stupn
10
FP
Extenze
5
SZ SP
0 0
5 10 15 20 25 30 35 40 45 50 55 60 65 70 75 80 85 90 95 100
-5 -10 -15 -20
% krokového cyklu
146
p i použití p i použití p i použití p i použití
Proband 8 V k: 44 let, výška: 177 cm, hmotnost: 70 kg, délka používání protézy: 26 let, postižená kon etina: levá, aktivita: st ední. 1. 2. 3. 4. 5.
vertikální složka reak ní síly p i použití protetického chodidla Sure-flex, vertikální složka reak ní síly p i použití protetického chodidla SACH, plantární a dorzální flexe v hlezenním kloubu, flexe v kolenním kloubu, flexe a extenze v ky elním kloubu. 1.
2.
F
F
% stojné fáze
% stojné fáze
Legenda k 1, 2: --- zdravá kon etina, –– postižená kon etina, F/G – reak ní síla vyd lená p sobící tíhovou silou. 3.
4. 80 70
10
60
5
50
0 0
5 10 15 20 25 30 35 40 45 50 55 60 65 70 75 80 85 90 95 100
Dorzální flexe
-5 -10
Stupn
Stupn
Plantární flexe
15
FZ FP SZ SP
FZ
40
FP SZ
30
SP
20
-15
10 -20
0 0
-25
5 10 15 20 25 30 35 40 45 50 55 60 65 70 75 80 85 90 95 100
% krokového cyklu
% krokového cyklu
5. Legenda k 3, 4, 5: FZ – zdravá kon etina chodidla Sure-flex, FP – postižená kon etina chodidla Sure-flex, SZ – zdravá kon etina chodidla SACH, SP – postižená kon etina chodidla SACH.
40
Flexe
30
20
Stupn
FZ FP
Extenze
10
SZ SP
0 0
5 10 15 20 25 30 35 40 45 50 55 60 65 70 75 80 85 90 95 100
-10
-20
% krokového cyklu
147
p i použití p i použití p i použití p i použití
Proband 9 V k: 42 let, výška: 176 cm, hmotnost: 79 kg, délka používání protézy: 13 let, postižená kon etina: levá, aktivita: vysoká. 1. 2. 3. 4. 5.
vertikální složka reak ní síly p i použití protetického chodidla Sure-flex, vertikální složka reak ní síly p i použití protetického chodidla SACH, plantární a dorzální flexe v hlezenním kloubu, flexe v kolenním kloubu, flexe a extenze v ky elním kloubu. 1.
2.
F
F
% stojné fáze
% stojné fáze
Legenda k 1, 2: --- zdravá kon etina, –– postižená kon etina, F/G – reak ní síla vyd lená p sobící tíhovou silou.
Plantární flexe
3.
4.
25
80
20
70
15
60
10
50
0
Dorzální flexe
0
5 10 15 20 25 30 35 40 45 50 55 60 65 70 75 80 85 90 95 100
-5
Stupn
Stupn
5
FZ FP SZ SP
FP SZ
30
SP
-10
20
-15
10
-20
FZ
40
0 0
-25
5 10 15 20 25 30 35 40 45 50 55 60 65 70 75 80 85 90 95 100
% krokového cyklu
% krokového cyklu
5. Legenda k 3, 4, 5: FZ – zdravá kon etina chodidla Sure-flex, FP – postižená kon etina chodidla Sure-flex, SZ – zdravá kon etina chodidla SACH, SP – postižená kon etina chodidla SACH.
40
Flexe
30
20
FZ
Stupn
10
FP
Extenze
0 0
5 10 15 20 25 30 35 40 45 50 55 60 65 70 75 80 85 90 95 100
SZ SP
-10
-20
-30
% krokového cyklu
148
p i použití p i použití p i použití p i použití
Proband 10 V k: 67 let, výška: 172 cm, hmotnost: 75 kg, délka používání protézy: 2 let, postižená kon etina: pravá, aktivita: st ední. 1. 2. 3. 4. 5.
vertikální složka reak ní síly p i použití protetického chodidla Sure-flex, vertikální složka reak ní síly p i použití protetického chodidla SACH, plantární a dorzální flexe v hlezenním kloubu, flexe v kolenním kloubu, flexe a extenze v ky elním kloubu. 1.
2.
F
F
% stojné fáze
% stojné fáze
Legenda k 1, 2: --- postižená kon etina, –– zdravá kon etina, F/G – reak ní síla vyd lená p sobící tíhovou silou. 3.
4. 70
15
50 40
0
Dorzální flexe
0
5 10 15 20 25 30 35 40 45 50 55 60 65 70 75 80 85 90 95 100
-5
Stupn
5
Stupn
Plantární flexe
60 10
FZ FP SZ SP
FZ
30
FP SZ SP
20 10 0 0
-10
5 10 15 20 25 30 35 40 45 50 55 60 65 70 75 80 85 90 95 100
-10 -20
-15
% krokového cyklu
% krokového cyklu
5. Legenda k 3, 4, 5: FZ – zdravá kon etina chodidla Sure-flex, FP – postižená kon etina chodidla Sure-flex, SZ – zdravá kon etina chodidla SACH, SP – postižená kon etina chodidla SACH
40
Flexe
30
20
FZ
Stupn
10
FP
Extenze
0 0
5 10 15 20 25 30 35 40 45 50 55 60 65 70 75 80 85 90 95 100
SZ SP
-10
-20
-30
% krokového cyklu
149
p i použití p i použití p i použití p i použití
Proband 11 V k: 48 let, výška: 175 cm, hmotnost: 66 kg, délka používání protézy: 36 let, postižená kon etina: levá, aktivita: vysoká. 1. 2. 3. 4. 5.
vertikální složka reak ní síly p i použití protetického chodidla Sure-flex, vertikální složka reak ní síly p i použití protetického chodidla SACH, plantární a dorzální flexe v hlezenním kloubu, flexe v kolenním kloubu, flexe a extenze v ky elním kloubu. 1.
2.
F
F
% stojné fáze
% stojné fáze
Legenda k 1, 2: --- zdravá kon etina, –– postižená kon etina, F/G – reak ní síla vyd lená p sobící tíhovou silou. 3.
4. 80
20
60 10
Dorzální flexe
0 0
5 10 15 20 25 30 35 40 45 50 55 60 65 70 75 80 85 90 95 100
FZ FP SZ SP
Stupn
50
5
Stupn
Plantární flexe
70 15
FZ
40
FP SZ SP
30 20
-5
10 -10
0
-15
-10
0
5 10 15 20 25 30 35 40 45 50 55 60 65 70 75 80 85 90 95 100
% krokového cyklu
% krokového cyklu
5. Legenda k 3, 4, 5: FZ – zdravá kon etina chodidla Sure-flex, FP – postižená kon etina chodidla Sure-flex, SZ – zdravá kon etina chodidla SACH, SP – postižená kon etina chodidla SACH.
40
Flexe
30
20
Stupn
FZ FP
Extenze
10
SZ SP
0 0
5 10 15 20 25 30 35 40 45 50 55 60 65 70 75 80 85 90 95 100
-10
-20
% krokového cyklu
150
p i použití p i použití p i použití p i použití
P íloha 2 Hodnoty asových a tlakových parametr m ených na za ízení pro analýzu tlak na kontaktu chodidla s podložkou p i ch zi p i použití protetických chodidel SACH a Sure-flex Protéza Kon etina Parametr Oblast Start time End Time % Contact % Peak Fmax F average % Load Time Pata Load rate Start time End Time % Contact % Peak Fmax F average St edo- % Load Time noží Load rate Start time End Time % Contact % Peak Fmax F average % Load Time P ednoží Load rate
Sure-flex Zdravá Pr m r SD 2,7 4,42 416,3 89,96 56,2 11,48 17,5 7,13 599,1 247,90 351,9 137,55 30,5 12,02 7,0 6,34 99,8 68,91 521,3 111,34 57,5 21,25 41,9 14,32 167,8 151,83 100,2 97,11 47,6 18,41 0,9 0,75 77,7 29,42 715,8 47,71 87,0 4,35 78,3 2,39 724,3 257,53 351,7 141,44 75,7 2,83 1,5 0,54
Postižená Pr m r SD 1,5 3,18 373,6 71,66 51,5 8,14 20,2 7,50 663,4 244,68 346,2 123,67 38,2 10,42 5,4 3,06 151,0 60,81 444,1 132,55 40,2 19,93 36,0 8,90 190,1 150,59 109,3 83,22 38,4 9,64 1,7 1,16 172,9 68,91 709,7 51,74 74,5 8,79 74,9 5,46 782,5 299,02 469,5 196,91 66,9 6,25 2,2 0,90
SACH Zdravá Postižená Pr m r Pr m r SD SD 1,7 3,14 1,0 2,55 460,0 102,88 332,0 89,25 61,1 10,79 45,8 11,07 17,3 4,95 25,6 8,58 640,5 246,63 685,6 237,39 383,7 153,16 392,8 134,77 27,8 7,84 54,8 9,10 5,5 2,68 4,2 2,11 96,0 60,61 208,9 67,94 546,8 86,39 531,1 102,37 60,4 15,54 44,4 11,29 45,6 18,75 42,8 12,13 153,9 124,92 397,8 190,29 93,5 80,55 218,8 97,96 51,5 23,73 32,4 13,84 0,8 0,77 4,5 2,63 68,5 19,60 214,7 70,24 722,7 52,31 709,5 55,74 87,8 3,92 68,6 8,99 78,6 2,00 77,3 4,09 681,4 253,72 748,1 240,85 301,9 116,81 419,6 147,76 76,3 2,00 67,6 3,64 1,4 0,50 2,3 0,77
Legenda: Start time – as za átku zat žování oblasti, End time – as konce zat žování oblasti (ms), % Contact – doba kontaktu dané oblasti vzhledem k trvání stojné fáze, % Peak – doba od za átku stojné fáze po okamžik maximálního zatížení oblasti vzhledem k trvání stojné fáze, Fmax – maximální síla ve specifické oblasti, F average – pr m rná síla ve specifické oblasti, % Load time – doba od za átku zat žování oblasti po okamžik maximálního zatížení oblasti vzhledem k dob zat žování oblasti, Load rate – rychlost zatížení (velikost maximální síly ve specifické oblasti vzhledem k dob , kdy došlo k jejímu nár stu).
151
