Інформація призначена тільки для фахівців сфери охорони здоров'я, осіб,
які мають вищу або середню спеціальну медичну освіту.

Підтвердіть, що Ви є фахівцем у сфері охорони здоров'я.



Травма та її наслідки
Зала синя Зала жовта

Травма та її наслідки
Зала синя Зала жовта

Журнал «Травма» Том 20, №5, 2019

Вернуться к номеру

Вплив обмеження рухомості колінного суглоба на опороспроможність нижніх кінцівок (експериментальні дослідження)

Авторы: Філіпенко В.А., Арутюнян З.А., Мезенцев В.О., Танькут В.О., Карпінська О.Д., Карпінський М.Ю.
ДУ «Інститут патології хребта та суглобів ім. проф. М.І. Ситенка НАМН України», м. Харків, Україна

Рубрики: Травматология и ортопедия

Разделы: Клинические исследования

Версия для печати


Резюме

Актуальність. Найбільш частим ускладненням після ендопротезування колінного суглоба є розвиток післяопераційних контрактур. Причиною розвитку контрактур колінного суглоба є тривала обмеженість рухів до операції внаслідок болю, а після — через недостатньо активну реабілітацію. Контроль відновлення хворого після ендопротезування та своєчасна корекція реабілітаційного процесу є запорукою якості віддалених результатів ендопротезування колінного суглоба. Мета: визначити особливості статографічних показників людини при штучному моделюванні контрактури колінного суглоба. Матеріали та методи. Проведені дослідження 6 здорових волонтерів, яким виконували фіксацію суглобів ортезами. Виконували стандартні статографічні дослідження. Аналізували стандартні дані статограм. Результати. При двоопорному стоянні у фронтальній площині найменше зміщення спостерігається при стоянні без фіксації суглобів (3,28 мм), а у сагітальній спостерігали значущо більше (р < 0,05) зміщення загального центру мас (ЗЦМ) (до 26,62 мм) порівняно з ЗЦМ при фіксованому колінному суглобі (15,4 мм). Аналогічні зміни простежуються і при інших типах стояння, тобто фіксування колінного суглоба призводить до зменшення відхилення ЗЦМ у сагітальній площині порівняно зі значеннями стояння без фіксації суглоба. У фронтальній площині значущих змін не виявлено, хоча зменшення хитання відмічали. При фіксації колінного суглоба при двоопорному стоянні спостерігається збільшення довжини траєкторії від 15 до 20 %, а переважна опора на зафіксовану кінцівку призводить до зменшення довжини траєкторії хитання на 3,42 %. При опорі на незафіксовану кінцівку спостерігається переважно збільшення довжини траєкторії приблизно на 30 %. Закономірності зміни швидкості хитання аналогічні зміні довжини траєкторії. Одноопорне стояння характеризується плавним хитанням як у фронтальній, так і сагітальній площинах. На обох кінцівках амплітуди хитання практично однакові, хоча при опорі на праву кінцівку тіло волонтера прямує вперед, а при опорі на ліву кінцівку — помірно назад. При двоопорному стоянні із зафіксованим правим колінним суглобом амплітуда хитання у фронтальній площині не перевищує 5–7 мм, але спостерігається зміщення ЗЦМ вправо, тобто у бік зафіксованої кінцівки. Амплітуда хитання у сагітальній площині збільшується до 20 мм, і спостерігається помірна тенденція до переміщення ЗЦМ вперед. Висновки. Моделювання контрактури у колінному суглобі шляхом його фіксації збільшує хитання тіла при двоопорному стоянні у фронтальній площині та зменшує хитання у сагітальній площині порівняно зі стоянням без фіксації суглобів. Опора на кінцівку із зафіксованим колінним суглобом у фронтальній площині менше, ніж при стоянні без фіксації суглобів. Фіксація колінного суглоба при двоопорному стоянні призводить до незначного збільшення амплітуди хитання і помірного переміщення тіла в бік зафіксованої кінцівки в процесі дослідження. Опора на зафіксовану кінцівку призводить до появи короткочасних невеличких імпульсів, а тіло набуває напрямок до фіксованої кінцівки. Означене вище свідчить про негативний вплив контрактур на опороспроможність нижньої кінцівки.

Актуальность. Наиболее частым осложнением после эндопротезирования коленного сустава является развитие послеоперационных контрактур. Причиной развития контрактур коленного сустава является длительное ограничение движений до операции вследствие боли, а после — из-за недостаточно активной реабилитации. Контроль восстановления больного после эндопротезирования и своевременная коррекция реабилитационного процесса являются залогом качества отдаленных результатов эндопротезирования коленного сустава. Цель: определить особенности статографических показателей человека при искусственном моделировании контрактуры коленного сустава. Материалы и методы. Проведены исследования 6 здоровых добровольцев, которым выполняли фиксацию суставов ортезами. Выполняли стандартные статографические исследования. Анализировали стандартные данные статограмм. Результаты. При двухопорном стоянии во фронтальной плоскости меньшее смещение наблюдается при стоянии без фиксации суставов (3,28 мм), а в сагиттальной наблюдали значимо большее (р < 0,05) смещение общего центра масс (ОЦМ) (до 26,62 мм) по сравнению с ОЦМ при фиксированном коленном суставе (15,4 мм). Аналогичные изменения наблюдаются и при других типах стояния, то есть фиксирование коленного сустава приводит к уменьшению отклонения ОЦМ в сагиттальной плоскости по сравнению со значениями стояния без фиксации сустава. Во фронтальной плоскости значимых изменений не выявлено, хотя отмечали уменьшение колебания. При фиксации коленного сустава при двухопорном стоянии наблюдается увеличение длины траектории от 15 до 20 %, а преимущественная опора на фиксированную конечность приводит к уменьшению длины траектории качания на 3,42 %. При опоре на нефиксированную конечность наблюдается увеличение длины траектории примерно на 30 %. Закономерности изменения скорости качания аналогичны изменению длины траектории. Одноопорное стояние характеризуется плавным колебанием как во фронтальной, так и сагиттальной плоскостях. На обеих конечностях амплитуды колебания практически одинаковы, хотя при опоре на правую конечность тело волонтера идет вперед, а при опоре на левую конечность — умеренно назад. При двухопорном стоянии с зафиксированным правым коленным суставом амплитуда колебания во фронтальной плоскости не превышает 5–7 мм, но наблюдается смещение ОЦМ вправо, то есть в сторону зафиксированной конечности. Амплитуда колебания в сагиттальной плоскости увеличивается до 20 мм, и наблюдается умеренная тенденция к перемещению ОЦМ вперед. Выводы. Моделирование контрактуры в коленном суставе путем его фиксации увеличивает колебания тела при двухопорном стоянии во фронтальной плоскости и уменьшает колебания в сагиттальной плоскости по сравнению со стоянием без фиксации суставов. Опора на конечность с зафиксированным коленным суставом во фронтальной плоскости меньше, чем при стоянии без фиксации суставов. Фиксация коленного сустава при двухопорном стоянии приводит к незначительному увеличению амплитуды качания и умеренному перемещению тела в сторону зафиксированной конечности в процессе исследования. Опора на зафиксированную конечность приводит к появлению кратковременных небольших импульсов, а тело перемещается в направлении фиксированной конечности. Указанное выше свидетельствует о негативном влиянии контрактур на опороспособность нижней конечности.

Background. The most common complication after knee replacement is the development of postoperative contractures. The cause of contractures of the knee joint is a long restriction of limb movements before surgery due to pain, and after — due to insufficiently active rehabilitation. Monitoring of the patient’s recovery after arthroplasty and timely correction of the rehabilitation process is the key to the quality of long-term results of knee arthroplasty. The purpose was to determine the features of human statographic indicators in artificial modeling of knee joint contracture. Materials and methods. The study involved 6 healthy volunteers who underwent fixation of the joints with orthoses. Standard statographic studies were performed. Standard statogram data were analyzed. Results. In two-leg standing, the least displacement in the frontal plane is observed when standing without joint fixation (3.28 mm), and in the sagittal one, a significantly greater (p < 0.05) displacement of the common center of mass (CCM) (up to 26.62 mm) was observed compared to the CCM with a fixed knee joint (15.4 mm). Similar changes are observed with other types of standing, that is, fixation of the knee joint leads to a decrease in the deviation of the CCM in the sagittal plane compared to the values of standing without fixing the joint. No significant changes were detected in the frontal plane, although a decrease in the fluctuation was noted. When the knee joint is fixed during two-leg standing, an increase in the path length from 15 to 20 % is observed, and predominant support on a fixed limb leads to a decrease in the length of fluctuation trajectory by 3.42 %. When relying on an unfixed limb, an increase in the path length by about 30 % is observed. The patterns of change in the swing speed are similar to the change in the path length. Single-leg standing is characterized by smooth oscillation, both in the anterior and sagittal planes. On both limbs, the amplitudes of the oscillations are almost the same, although when leaning on the right limb, the volunteer body goes forward, and when leaning on the left limb, it moves moderately backward. When standing with a fixed right knee joint, the oscillation amplitude in the frontal plane does not exceed 5–7 mm, but there is a shift in the CCM to the right, that is, towards the fixed limb. The amplitude of the oscillations in the sagittal plane increases to 20 mm, and there is a moderate tendency to move the CCM forward. Conclusions. Modeling the contracture in the knee joint by fixing it increases the swing of the body in two-leg standing in the front plane and reduces the swing in the sagittal plane compared to standing without joint fixation. Leaning on a limb with a fixed knee joint in the frontal plane is less than when standing without fixing the joints. Fixation of the knee joint with two-leg standing leads to a slight increase in the amplitude of the swing and moderate movement of the body towards the fixed limb during the study. Leaning on a fixed limb leads to the appearance of short-term small impulses, and the body moves in the direction of the fixed limb. The above indicates a negative effect of contractures on the support ability of the lower limbs.


Ключевые слова

контрактура; колінний суглоб; ендопротезування

контрактура; коленный сустав; эндопротезирование

contracture; knee joint; arthroplasty

Вступ

Операцію ендопротезування колінного суглоба успішно виконують протягом більше 40 років. За даними Національного інституту здоров’я США, у 9 з 10 пацієнтів, які перенесли операцію, спостерігається зменшення болю, поліпшення функціонування колінного суглоба та якості життя в цілому. Завдяки тому, що вчені постійно займаються розробкою нових матеріалів і процедур, результати продовжують поліпшуватися. Частота ускладнень після первинного тотального ендопротезування колінного суглоба дуже низька — в межах 0,5–3,5 %, при повторному втручанні збільшується до 3,5–5,6 %.

Найбільш частим ускладненням після ендопротезування колінного суглоба є розвиток післяопераційних контрактур. Контрактура колінного суглоба — це стійке зменшення обсягу рухів в суглобі. Можливо обмеження як згинання, так і розгинання. Ступінь контрактури може значно відрізнятися — від помірного обмеження до практично повної нерухомості. Причиною розвитку контрактур колінного суглоба є тривала обмеженість рухів до операції внаслідок болю, а після — через недостатньо активну реабілітацію. М’язи втрачають силу, а їх функціональність порушується. При спробі рухати кінцівкою виникає рефлекторне м’язове скорочення, через що хворий не може вільно згинати або розгинати кінцівку. Тимчасові контрактури проходять без наслідків, при більш тривалому перебігу захворювання можуть розвинутися стійкі контрактури, лікувати які значно складніше.

При гонартрозі обмеження рухливості виникає в результаті поступових руйнівних змін усіх структур суглоба, а також порушення форми суглобових поверхонь стегнової і великогомілкової кістки. Встановлено, що контрактура колінного суглоба може розвинутися навіть при іммобілізації протягом 3 тижнів. Щотижня іммобілізації сила м’язів зменшується на 20 %. При цьому за 6 тижнів жорсткість суглобової сумки збільшується приблизно в 10 разів. Тобто для здійснення звичайного руху хворому доводиться докладати набагато більше сил при тому, що його м’язи істотно ослаблені. За даними Р. Massin et al. [8], фактором ризику є доопераційні контрактури більше 20°, при яких ендопротезування не відновлює повний обсяг рухів в суглобі, залишаючи обмеження рухливості на рівні 3–7°.

Хворі, які йдуть на ендопротезування кульшового суглоба, вже мають розвиток дегенеративного процесу III–V ступеня, коли крім обмеження рухів часто спостерігаються осьові деформації колінного суглоба (варус або вальгус), які призводять до дисбалансу м’язів, що забезпечують рухи. За даними С. Yu et al. [9], балансування м’яких тканин є основним засобом корекції осьової деформації і згинальних контрактур. Правильний баланс м’яких тканин дозволяє досягти очевидного відновлення функції колінного суглоба після ендопротезування.

Контроль відновлення хворого після ендопротезування та своєчасна корекція реабілітаційного процесу є запорукою якості віддалених результатів ендопротезування колінного суглоба. Одним із методів конт-ролю функціонального стану нижніх кінцівок є метод статографії. За майже вікову історію свого існування статографія (стабілографія) стала золотим стандартом досліджень в ортопедії [3].

У ДУ «Інститут патології хребта та суглобів ім. проф. М.І. Ситенка НАМН України» розроблені та багато років використовуються авторські методики діагностики стану опорно-рухового апарату (ОРА) на основі стабілографії. На базі лабораторії біомеханіки розроблено низку концептуальних і математичних моделей, завдяки яким можна діагностувати патологічні зміни ОРА та спрогнозувати їх динаміку [1, 2, 4, 5, 7, 14].

Мета: визначити особливості статографічних показників людини при штучному моделюванні контрактури колінного суглоба.

Матеріали та методи

З метою виявлення впливу фіксації суглобів нижніх кінцівок були проведені дослідження здорових волонтерів (студентів ІІІ–V курсів віком від 19 до 21 року), яким виконували фіксацію суглобів ортезами. Було досліджено 6 волонтерів (студентів Харківського національного університету ім. Каразіна та Харківського національного університету радіоелектроніки).

Усім волонтерам виконували стандартні статографічні дослідження за методикою «Визначення функціональної опороспроможності нижніх кінцівок» при двоопорному стоянні та з переважною опорою на кожну з кінцівок окремо [10, 11]. Кожному волонтеру виконували дослідження в 2 варіантах: звичайне дослідження та дослідження з фіксованим правим колінним суглобом. Фіксацію суглобів виконували за допомогою ортезів, розроблених в лабораторії нових матеріалів та ортезування ДУ «Інститут патології хребта та суглобів ім. проф. М.І. Ситенка НАМН України».

Аналізували стандартні дані статограм, які подаються у стандартному протоколі дослідження [12, 13, 15, 17]. Вигляд протоколу статографічного дослідження наведено на рис. 1.

Аналізували значення коефіцієнту хитання при двоопорному та одноопорному стоянні, а також середні значення координат Х та Y при тих самих типах стояння.

Для вивчення первинних параметрів статограми ми аналізували часові послідовності, які формує програма статографа. Часовий ряд має вигляд трикоординатної множини координат площини Х та Y і часового вектора. Приклад часового ряду, що береться для розрахунку, та його розгортка у тривимірному просторі координат наведені на рис. 2.

Аналізували отриманий часовий ряд, тобто розгортку статограми у фронтальній та сагітальній площинах у часі.

Алгоритм аналізу стабілографічного сигналу

Розглянемо алгоритм, за яким проводили аналіз стабілографічного сигналу. Аналіз складається з 2 етапів.

Перший етап. Аналіз дискретного сигналу статограми.

На цьому етапі розраховуються основні параметри сигналу:

— технічні параметри сигналу: час дослідження (time), частота дискретизації (fn), кількість відліків (n);

— середнє значення амплітуд за Х та Y, його помилка та стандартне відхилення; мінімальне та максимальне значення, інтервал розкиду, 95% довірчий інтервал значень, 5% усічене середнє.

Другий етап. Динамічні характеристики сигналу [6, 16]:

— довжина траєкторії за 30 с дослідження;

— швидкість руху;

— оцінка якості моделі тенденції сигналу.

Результати та обговорення

1. Статистичний аналіз характеристик стояння

1.1. Статистичний аналіз протокольних даних статограм

Аналізували параметри стояння 6 волонтерів без фіксації cуглобів та з фіксацією правого колінного суглоба.

Мета даного розрахунку полягала у визначенні можливості за стандартними даними статографічного дослідження виявити особливості і ступінь варіабельності параметрів статограми при фіксації колінного суглоба.

Було проаналізовано значення коефіцієнту хитання при двоопорному та одноопорному стоянні, а також середні значення координат Х та Y при тих самих типах стояння, стандартне відхилення, межі 95% довірчого інтервалу, медіану, дисперсію, а також мінімальне та максимальне значення параметрів.

Результати розрахунків наведені у табл. 1.

Така значна кількість розрахованих статистичних показників дає можливість визначити не тільки середні значення параметра, але й, наприклад, за значенням медіани визначити ступінь зміщення вибірки у бік збільшення або зменшення від середнього. Порівняння меж 95% довірчого інтервалу з максимальним та мінімальним значеннями дає можливість оцінити розкид параметра, інтервал, що розцінюється як викиди, або випадкові значення. Дисперсія — показник випадкового ефекту, тобто середній квадрат відхилення від середнього. Чим більше значення дисперсії, тим більше розкид значень.

Статистичний аналіз показав наявність певної закономірності змін параметрів статограми при фіксації колінного суглоба (табл. 1).

Значення коефіцієнтів хитання (табл. 2) мало залежать від фіксації суглоба, причому як при двоопорному, так і при одноопорному хитанні. Це підтверджується і результатами статистичного аналізу.

При двоопорному стоянні без фіксації суглобів відмічається зміщення положення загального центру мас (ЗЦМ) вправо (3,20 ± 6,87 мм) і назад (25,60 ± 8,29 мм) (табл. 1). Розкид значень зміщення положення ЗЦМ у фронтальній площині дуже значний — від 7 мм вліво та до 10,00 мм вправо. Нахил назад коливається у межах від 15,00 до 37,00 мм. При фіксації правого колінного суглоба зміщення вправо в середньому декілька збільшується (до 1,80 ± 3,77 мм) і знаходиться у межах від 2 мм зліва до 8 мм справа від центра. Нахил назад зменшується в середньому до 14,80 ± 15,45 мм і знаходиться у межах від 2 мм попереду до 36 мм позаду.

При опорі на фіксовану кінцівку відхилення у фронтальній площині становить 41,00 ± 14,92 мм. Зміщення ЗЦМ у фронтальній площині без фіксації суглобів — 43,40 ± 7,09 мм. Відхилення ЗЦМ у сагітальній площині максимальне без фіксації суглобів — 24,60 ± 14,55 мм назад, при фіксації колінного суглоба відхилення назад зменшується до 11,8 ± 19,6 мм.

Проведений статистичний аналіз не виявив статистично значущої різниці між параметрами статограм при фіксації колінного суглоба (табл. 3).

Відсутність статистичної різниці між на перший погляд достатньо різними параметрами статограм можна пояснити наявністю великої дисперсії значень. Мінімізація впливу такого розкиду значень потребує дуже значного збільшення вибірки для дослідження — до декількох сотень.

1.2. Аналіз часових рядів

У наступному дослідженні ми аналізували не стандартні, розраховані апаратно параметри статограм, а отриманий часовий ряд, тобто розгортку статограми у фронтальній та сагітальній площинах у часі. Статистичні дослідження проводили за такою самою схемою, як і попередній розрахунок. Ці дані є первинними, у тому числі для розрахунку параметрів статограм, які ми отримуємо у стандартному протоколі статографічного дослідження. Результати розрахунку часових рядів наведені у табл. 4.

При двоопорному стоянні без фіксації величина зміщення проєкції ЗЦМ у фронтальній площині дорівнювала 3,28 ± 0,18 мм, при фіксації колінного суглоба — 4,13 ± 0,14 мм, у сагітальній площині при двоопорному стоянні без фіксації спостерігали зміщення проєкції ЗЦМ на 26,62 ± 0,26 мм до переду, при фіксації колінного суглоба — до 15,40 ± 0,35 мм.

При опорі на праву (фіксовану) кінцівку у фронтальній площині спостерігали величину зміщення проєкції ЗЦМ від базового рівня на 46,51 ± 0,14 мм при стоянні без фіксації суглобів, при фіксації колінного суглоба — 44,06 ± 0,34 мм. У сагітальній площині при опорі на фіксовану кінцівку відмічено зміщення проєкції ЗЦМ до заду від базового рівня — 20,10 ± 0,14 мм при відсутності фіксації, при фіксації коліна — 11,46 ± 0,49 мм.

При опорі на нефіксовану кінцівку велична зміщення проєкції ЗЦМ у фронтальній площині без фіксації становила –49,23 ± 0,32 мм, а при фіксації колінного суглоба спостерігали зменшення цього показника до –43,35 ± 0,35 мм. У сагітальній площині ми спостерігали при відсутності фіксації зміщення проєкції ЗЦМ до значення 25,98 ± 0,32 мм, при фіксації коліна — до 5,75 ± 0,31 мм.

Слід відмітити, що при порівнянні показників при фіксації колінного суглоба та без фіксації виявили статистично значущу різницю (р < 0,001) зміщення координати ЗЦМ в обох напрямках.

Результати статистичного аналізу показали, що при всіх варіантах опори показники зміщення проєкції ЗЦМ у фронтальній площині статистично значимо не відрізняються (р > 0,05) (табл. 5).

При двоопорному стоянні у фронтальній площині найменше зміщення спостерігається при стоянні без фіксації суглобів (3,28 мм), а у сагітальній спостерігали значущо більше (р < 0,05) зміщення ЗЦМ (до 26,62 мм) порівняно з ЗЦМ при фіксованому колінному суглобі (15,4 мм). Аналогічні зміни простежуються і при інших типах стояння, тобто фіксування колінного суглоба призводить до зменшення відхилення ЗЦМ у сагітальній площині порівняно із значеннями стояння без фіксації суглоба. У фронтальній площині значущих змін не виявлено, хоча зменшення хитання відмічали.

2. Динамічний аналіз вертикального стояння

До динамічних характеристик статограми ми віднесли довжину траєкторії, швидкість хитання, площу плями проєкції ЗЦМ на площу опори та відношення площі плями до довжини траєкторії. Крім того, був проведений аналіз тенденції часового ряду. Результати аналізу наведені у табл. 6.

Аналізуючи дані, наведені в табл. 6, можна помітити, що фіксація колінного суглоба змінює динамічні параметри статограми. Змінюється довжина траєкторії при його фіксації порівняно зі стоянням без фіксації, змінюється швидкість хитання і площі плями ЗЦМ. Хоча зміни не однакові і сильно відрізняються між волонтерами. Ми проаналізували ці зміни, розрахувавши відносну зміну довжини траєкторії відносно стояння без фіксації, і виразили їх у відсотках (табл. 7).

При фіксації колінного суглоба при двоопорному стоянні спостерігається збільшення довжини траєкторії від 15 до 20 %, а переважна опора на зафіксовану кінцівку призводить до зменшення довжини траєкторії хитання на 3,42 %, хоча у деяких волонтерів спостерігається зменшення довжини траєкторії хитання до 36 %. При опорі на незафіксовану кінцівку спостерігається переважно збільшення довжини траєкторії приблизно на 30 %. Закономірності зміни швидкості хитання аналогічні зміні довжини траєкторії.

Аналіз площі квадрата навколо плями проєкції траєкторії хитання показав високу варіабельність, як і параметр відношення площі до довжині траєкторії (табл. 6). Результати статистичного аналізу цих параметрів наведені в табл. 8.

Індивідуальні характеристики стояння як без фіксації суглоба, так і з фіксацією дуже варіабельні, розкид за деякими параметрами досягає більше ніж 2 середніх значення.

Попередній аналіз дає наглядну уяву щодо зміни характеру стояння при фіксації колінного суглоба, але аналіз не буде повним без доказовості отриманих висновків. Було проведено порівняльний аналіз характеристик стояння, результати якого наведені у табл. 9.

Статистичний аналіз не виявив статистичних різниць у динамічних параметрах вертикального стояння. І хоча різниці показників, що досліджувалися, значні, великий розкид їх величин та мала вибірка волонтерів не дає можливість виявити статистично значущі різниці параметрів стояння.

Без фіксації суглоба середнє значення довжини траєкторії при двоопорному стоянні дорівнює 40,91 ± 12,06 мм. При фіксації колінного суглоба зростає довжина траєкторії при двоопорному стоянні до 46,47 ± 7,80 мм, а при опорі на кінцівку із зафіксованим колінним суглобом — до 49,73 ± 19,13 мм. Але при фіксації колінного суглоба спостерігали картину, коли площа плями проєкції ЗЦМ збільшується, особливо при переважному стоянні на зафіксованій кінцівці — до 512,50 ± 354,99 мм2. Статистичне середнє площі плями при двоопорному стоянні із зафіксованим колінним суглобом зменшується (253,50 ± 67,72 мм2), тенденції вибірки говорять про незначне, але збільшення площі плями ЗЦМ.

Аналіз тенденції. Тенденція сигналу стабілограми (Detrend) — напрямок руху зміни значень сигналу упродовж означеного часу.

Ми проводили статистичний підбір апроксимаційної кривої, модель якої описувала максимальну частку відліків сигналу статограми (r2). Результати аналізу наведені для статограм без фіксації та з фіксацією правого колінного суглоба.

При стоянні без фіксацій суглобів нижньої кінцівки (рис. 3) можна відмітити, що вертикальна поза підтримується без особливих навантажень. При двоопорному стоянні спостерігається плавний перехід тіла спочатку вправо, потім такий самий перехід вліво. Хитання у фронтальній площині (ось Х) має незначний розкид амплітудних значень — [–7,5; 7,5], усього від 5 до 10 мм, причому симетричний. Хитання у сагітальній площині (ось Y) відмічається помірним збільшенням амплітуди хитання — [10,0; 35,0], від 15 до 25 мм, з нахилом тіла вперед к кінцю циклу дослідження.

Одноопорне стояння характеризується плавним хитанням як у фронтальній, так і сагітальній площинах. На обох кінцівках амплітуди хитання практично однакові, хоча при опорі на праву кінцівку тіло волонтера прямує вперед, а при опорі на ліву кінцівку — помірно назад. Але якщо проаналізувати первинне положення ЗЦМ, то при опорі на праву кінцівку початкове положення ЗЦМ зміщено вперед — [12,5; –17,5] і прямує вперед до [–5,0; 0], а при опорі на ліву — вперед [12,0; 15,0] і прямує назад [0; 10,0]. Отже, спостерігається плавне вирівнювання тіла до вертикального положення. Взагалі відмічається особливість стояння без фіксації суглобів нижньої кінцівки, що хитання в боки не значне і не перевищує 10 мм, до того ж переважно симетричне. Хитання вперед-назад — більш інтенсивне, має більшу амплітуду хитання від 10 до 15 мм і більшу частоту зміни напрямку.

При двоопорному стоянні із зафіксованим правим колінним суглобом амплітуда хитання у фронтальній площині не перевищує 5–7 мм, але спостерігається зміщення ЗЦМ вправо, тобто у бік зафіксованої кінцівки. Амплітуда хитання у сагітальній площині збільшується до 20 мм, і спостерігається помірна тенденція до переміщення ЗЦМ вперед.

При опорі на зафіксовану кінцівку (рис. 4) статограма у фронтальній площині набуває вигляд короткочасних невеликих імпульсів з амплітудою від 2–3 до 5 мм. Але спостерігається зміщення тіла ще більше вправо. У сагітальній площині амплітуда збільшується до 15 мм. ЗЦМ у сагітальній площині має практично лінійну константну тенденцію, тобто ЗЦМ упродовж всього дослідження залишається у межах первинного положення. При опорі на незафіксовану кінцівку спостерігається зменшення амплітуди хитання до 5 мм, але напрямок практично лінійної тенденції свідчить про напрямок тіла повернутися до двоопорного положення. Аналіз тенденції показує, що є динаміка до повертання ЗЦМ у початкове положення, але цей час значно перевищує цикл дослідження. Аналіз тенденції може свідчити про те, що четверта частина періоду хитання становить приблизно 20 с при двоопорному стоянні і 25 с — при опорі на зафіксовану кінцівку.

Характер статограми при незафіксованих суглобах нижньої кінцівки має плавний характер зміни положення ЗЦМ при підтримці рівноваги, може спостерігатися помірне відхилення тіла в один із боків для прийняття більш зручного стояння. При одноопорному стоянні частіше спостерігається помірне відхилення тіла у бік двоопорного стояння. Примусове виключення з механізму підтримки рівноваги одного з ланцюгів помітно змінює характеристики статограми.

Фіксація колінного суглоба при одноопорному стоянні призводить до збільшення амплітуди хитання, що можна пояснити включенням до підтримки рівноваги гомілковостопного суглоба цієї кінцівки, але збільшення довжини важеля, який треба урівноважити гомілковостопним суглобом. На фоні дрібних пікоподібних рухів спостерігається широка хвиля хитання, яка характеризує процес підтримки рівноваги.

Висновки

Моделювання контрактури у колінному суглобі шляхом його фіксації збільшує хитання тіла при двоопорному стоянні у фронтальній площині та зменшує хитання у сагітальній площині порівняно зі стоянням без фіксації суглобів. Опора на кінцівку із зафіксованим колінним суглобом у фронтальній площині менше, ніж при стоянні без фіксації суглобів.

Фіксація колінного суглоба при двоопорному стоянні призводить до незначного збільшення амплітуди хитання і помірного переміщення тіла в бік зафіксованої кінцівки в процесі дослідження. Опора на зафіксовану кінцівку призводить до появи короткочасних невеличких імпульсів, а тіло набуває напрямок до фіксованої кінцівки.

Означене вище свідчить про негативний вплив контрактур на опороспроможність нижньої кінцівки.

Конфлікт інтересів. Автори заявляють про відсутність конфлікту інтересів та власної фінансової зацікавленості при підготовці даної статті.


Список литературы

1. Griškevičius J., Karpinsky M., Kizilova N. Mathematical modeling of the human muscular-skeletal system: posturographic and myographic study. Mathematical modeling and biomechanics in modern university: Proceedings of the V-th Russian school-seminar. Rostov-on-Don: Terra-Print, 2009. Р. 94.

2. Karpinsky M., Kizilova N. Computerized posturography examination for data analysis and mathematical modeling of postural sway during different two-legged and one-legged human stance. Journal of Vibroengineering. 2007. Vol. 9. № 3. Р. 118-124. WOSUID: WOS:000255783100026.

3. Kizilova N., Karpinsky M. Dynamics of complex inverter pendulum: stability and control with time-delayed feedback. Differential equations and control theory. Book of abstracts. Kharkov, 2016. Р. 20-21.

4. Kizilova N., Karpinsky M., Griškevičius J., Dauno-ravičienė K. Posturographic study of the human body vibrations for clinical diagnostics of the spine and joint pathology. Mechanika. 2009. № 6(80). EID: 2-s2.0-73849147540.

5. Kizilova N., Karpinsky M., Griškevičius J., Dauno-ravičienė K. Posturographic study of the human body vibrations for clinical diagnostics of the spine and joint pathology. 9th Intern. Conf. BIOMDLORE2009. Book of Abstracts. Bialystok, Poland. 2009. Р. 23. WOSUID: WOS:000273842500006.

6. Kizilova N., Karpinsky M., Karpinska E. Quasi-regular and chaotic dynamics of postural sway in human. Applied Non-Linear Dynamical Systems. Springer Proceedings in Mathema-tics & Statistics. 2014. Vol. 93. Р. 103-114. DOI: 10.1007/978-3-319-08266-0_8.

7. Kizilova N., Karpinsky M. Stability of the vertical stance of a human: experimental data and a mathematical model of the multilink inverted pendulum. Lyapunov Memorial Conference. Kharkiv, 2007. Р. 62-63.

8. Massin P., Lautridou C., Cappelli M., Petit A., Odri G., Ducellier F., Sabatier C., Hulet C., Canciani J.P., Letenneur J., Burdin P. Total knee arthroplasty with limitations of flexion. Orthop. Traumatol. Surg. Res. 2009 Jun. Vol. 95(4 Suppl. 1). S1-6. doi: 10.1016/j.otsr.2009.04.002.

9. Yu J.S., Petersilge C., Sartoris D.J., Pathria M.N., Res-nick D. MR imaging of injuries of the extensor mechanism of the knee. Radiographics. 1994 May. Vol. 14(3). Р. 541-51. DOI: 10.1148/radiographics.14.3.8066269.

10. Алексеева О.Ю., Карпинский М.Ю. Методы анализа стабилограмм в оценке функционального состояния человека. Медицина и... 2002. № 1. С. 48-53.

11. Мителева З.М., Карпинский М.Ю., Кокоровец В.Я., Кружилин Г.И. Система для комплексной оценки состояния опорно-двигательного и вестибулярного аппарата человека «Статограф». Медицина и... 1997. № 1. С. 35-36.

12. Тяжелов А.А., Карпинский М.Ю., Карпинская Е.Д., Нехрюкова У.В., Суббота И.А., Яремин С.Ю. Определение параметров, характеризующих изменение проекции общего центра масс человека при поддержании вертикального положения тела. І Український симпозіум з біомеханіки опорно-рухової системи: Мат. науково-практичної конф. з міжнародною участю, 13–14 вересня 2012 р. Дніпропетровськ, 2012. С. 127.

13. Тяжелов А.А., Фищенко В.А., Карпинский М.Ю., Яремин С.Ю., Карпинская Е.Д. Принципы оценки состояния опорно-двигательной системы человека на основании статографических исследований. Сучасні теоретичні та практичні аспекти травматології та ортопедії: Зб. матеріалів всеукраїнської науково-практичної конференції з міжнародною участю, 24–25 травня 2012 р. Донецьк, 2012. С. 115-116.

14. Тяжелов О.А., Фіщенко В.О., Яремін С.Ю., Карпінська О.Д. Моделювання процесів підтримки вертикальної пози. Ортопедия, травматология и протезирование. 2015. № 1. С. 35-41. DOI: 10.15674/0030-59872015142-49.

15. Тяжелов О.А., Карпінський М.Ю., Карпінська О.Д., Яремін С.Ю. Обґрунтування та аналіз геометричних параметрів статограм для оцінювання стану опорно-рухової системи людини. Ортопедия, травматология и протезирование. 2014. № 3. С. 62-68. DOI: 10.15674/0030-59872014362-67.

16. Тяжелов О.А., Карпінський М.Ю., Карпінська О.Д., Яремин С.Ю. Особливості динамічних характеристик статограм при фіксації суглобів нижньої кінцівки. Травма. 2014. Т. 15. № 2. С. 88-93. DOI: 10.22141/1608-1706.2.15.2014.81375.

17. Тяжелов А.А., Фищенко В.А., Яремин С.Ю., Карпинская Е.Д. Современные проблемы математики и ее приложения в естественных науках и информационных технологиях: Тез. докладов междунар. конф., г. Харьков, 01–31 мая 2012 г. / Под ред. Г.Н. Жолткевича, Н.Н. Кизиловой. Х.: Апостроф, 2012. С. 114.


Вернуться к номеру