Методи та засоби аналізу динамічного стану протезованої ноги людини

Размещено на http://www.allbest.ru/

ХАРКІВСЬКИЙ НАЦІОНАЛЬНИЙ УНІВЕРСИТЕТ РАДІОЕЛЕКТРОНІКИ

АВТОРЕФЕРАТ

дисертації на здобуття наукового ступеня кандидата технічних наук

МЕТОДИ ТА ЗАСОБИ АНАЛІЗУ ДИНАМІЧНОГО СТАНУ ПРОТЕЗОВАНОЇ НОГИ ЛЮДИНИ

Спеціальність: Медичні прилади та системи

Качер Володимир Семенович

Харків, 2004 рік



1. ЗАГАЛЬНА ХАРАКТЕРИСТИКА РОБОТИ

Актуальність теми. Досягнення високого рівня протезування і реабілітації інвалідів з ампутаційними дефектами нижніх кінцівок залежить від ряду факторів, одним із яких є якість виготовлення протезів.

У свою чергу, якість протезів складають такі характеристики, як функціональність, комфорт і дизайн.

Для оцінки цих характеристик у клінічній практиці протезування використовують в основному суб'єктивні відчуття самого інваліда і думку протезиста. У цьому випадку складно виявити приховані дефекти протезування. Останнім часом для подолання цих труднощів створюють засоби об'єктивного контролю результатів протезування, що дозволяють оцінити статичні, кінематичні і динамічні характеристики системи “людина-протез” (Winter D.A., Бербюк В.Е., Саранцев А.В. та інші). Однак ці засоби не дозволяють оцінити силову взаємодію кукси і гільзи протеза, що обумовило розвиток засобів детального дослідження системи “кукса-гільза”.

Існуючі засоби оцінки силової взаємодії кукси і гільзи побудовані на методі прямих вимірювань і методі математичного моделювання.

Слід зазначити, що техніка вимірювань тиску в гільзі дуже трудомістка і вимагає великих витрат часу, тому не має широкого впровадження в клінічну практику. Крім того, виявлений дефект не завжди можна усунути в уже готовому протезі, що істотно обмежує застосування методу прямих вимірювань.

У випадку застосування математичного моделювання вихідними даними служать: маса і геометрія протеза, його просторове положення, сила реакції опори, що виникає під стопою. Ці дані отримують за допомогою традиційних біомеханічних методик.

При моделюванні тиску використовують в основному метод скінчених елементів, що вимагає застосування спеціалізованих вимірювальних пристроїв і математичних пакетів, а так само участі фахівців високої кваліфікації. Трудомісткість даного підходу, великі витрати часу і відсутність методики застосування в клінічній практиці отриманих модельних результатів обмежує використання існуючих моделей у практичному протезуванні. Тому важливою та актуальною є розробка математичних моделей силової взаємодії в системі “кукса-гільза” і методики аналізу динамічного стану протезованої нижньої кінцівки, що дозволило б скоротити час розпізнавання динамічного стану і цим самим спростити процес визначення дефектів протезування.

Зв'язок роботи з науковими планами, програмами, темами. Робота виконана в рамках планів науково-дослідних робіт держбюджетної тематики і державної програми, які проводились в Інституті протезування, протезобудування і відновлення працездатності, а саме:

- робота ВН 69.50 "Розробка апаратно-програмної системи комплексної оцінки ходи людини на протезах", реєстраційний номер 0195 V 00 9398;

- робота ВН 69.76 "Використання комп'ютерних технологій для ранньої клініко-біомеханічної діагностики й оперативної корекції дефектів різних етапів протезування нижніх кінцівок інвалідів дітей і дорослих", реєстраційний номер 0199 V 00 1244;

- робота за договором 7-Д-98 "Проведення біомеханічних досліджень стану опорно-рухового апарата пацієнтів і оцінки якості протезування", реєстраційний номер 0100 V 00 5576.

Мета і задачі дослідження. Метою роботи є розробка та удосконалення методів і засобів аналізу динамічного стану протезованої ноги людини з використанням математичного моделювання.

Досягнення цієї мети вимагає рішення наступних основних задач:

1. Проведення аналізу існуючих вимірювальних і математичних засобів біомеханічних досліджень силової взаємодії в системі "кукса - гільза" протезу;

2. Розробка структури апаратно-програмного комплексу для вимірів біомеханічних характеристик пози і ходи людини, що дозволить отримати вихідні дані для розв'язання модельної задачі і тестування результатів обчислень. Розробка і виготовлення нових вимірювальних засобів: базометра, гоніометра, пристрою для вимірювання тиску взаємодії кукси і гільзи;

3. Створення алгоритмів розв'язання задач моделювання силової взаємодії кукси і гільзи для протезів гомілки та стегна. Комп'ютерна реалізація розроблених алгоритмів;

4. Розробка методів і засобів аналізу динамічного стану протезованої ноги людини для використання в клінічній практиці протезування. Тестування математичної моделі, проведення обчислень і виявлення дефектів протезування інвалідів з протезами гомілки та стегна.

Об'єктом дослідження є процес визначення динамічного стану протезованої ноги людини.

Предметом дослідження виступають методи й апаратура досліджень динамічного стану протезованої ноги людини.

Методи досліджень. При виконанні роботи використовувалися методи і математичний апарат механіки абсолютно твердого тіла, методи векторної алгебри, метод штрафних функцій. Експериментальні дані отримані методом прямих вимірювань геометрії протеза, просторового положення протеза, опорних реакцій, тиску в системі "кукса - гільза".

Наукова новизна отриманих результатів. У цій роботі отримані наступні нові результати:

1. Модифіковано метод вимірювань кутів у суглобах нижніх кінцівок. В основі модифікації лежить перетворення кутових переміщень у лінійні, що дозволяє проводити вимірювання в динаміці;

2. Модифіковано метод оцінки схеми протезів в статиці, який побудований на аналізі координат центрів тиску кожної з кінцівок, що дозволяє ефективніше оцінити результати протезування;

3. Вперше розроблені спрощені математичні моделі силової взаємодії в системі "кукса - гільза" протезів гомілки і стегна на основі механіки абсолютно твердого тіла з використанням оптимізаційного підходу, які дозволяють оцінити розподіл навантажень по поверхні кукси;

4. Удосконалено метод виявлення й усунення дефектів схеми побудови протезів з використанням математичної моделі для оцінки динамічного стану протезованої ноги людини, що дозволяє підвищити якість протезування.

Практичне значення даної роботи складається у наступному:

1. Розроблено прилад для визначення схеми побудови протезів - базометр, що дозволяє ефективно проводити контроль схеми побудови протезів;

2. Розроблено пристрій визначення міжланкових кутів нижньої кінцівки - гоніометр, що дозволяє підвищити точність вимірювань;

3. Виготовлено пристрій для вимірювань тиску між куксою і гільзою протеза, що дозволяє оцінити тиск у будь-якій точці гільзи;

4. Удосконалено апаратно-програмний комплекс, що застосовується у клінічній практиці Інституту протезування, протезобудування та відновлення працездатності інвалідів для оцінки результатів протезування. (Акт впровадження результатів у клінічну практику);

5. Результати роботи були використані в навчальному процесі ХНУРЕ у вигляді лабораторних робіт і лекційного матеріалу з дисциплін: “Біомеханічні основи протезування та ортезування”, “Штучні апарати та системи заміщення органів людини” для студентів спеціальності “Біотехнічні і медичні апарати та системи”. Акт впровадження результатів у навчальний процес.

Особистий внесок здобувача. Усі результати, що складають основний зміст дисертаційної роботи, отримані автором самостійно. У публікаціях, написаних у співавторстві, дисертантові належить: у роботах запропоновані основні ідеї, що зв'язані з розробкою алгоритму обробки експериментальних даних, у роботах - метод вимірювань міжланкових кутів з використанням поліцентричного гоніометра і його реалізація у вигляді вимірювального пристрою, метод оцінки схеми побудови протеза в статиці і конструкція приладу, у математичні моделі, методика аналізу силової взаємодії в системі “кукса - гільза” протеза, розробка комп'ютерних програм, проведення обчислень, аналіз отриманих результатів, створення пристрою для вимірювань тиску і проведення експериментальних вимірювань.

Апробація результатів дисертації. Результати проведених теоретичних і експериментальних досліджень повідомлені й обговорені: на науково-практичному семінарі з проблем людей з обмеженими фізичними можливостями, м. Харків, 1997 р., на 2-й науково-методичній конференції “Використання комп'ютерних технологій у навчальному процесі”, м. Харків, 1998 р., на Всеросійському національному конгресі “Человек и его здоровье”, м. С.-Петербург, 1998 р., 1999 р., на 6-ій Українській конференції по автоматичному управлінню “Автоматика-99”, м. Харків, 1999 р., на IV-й, VI та VII Міжнародних конференціях “Теория и техника передачи, приема и обработки информации”, м. Харків, м. Туапсе, 1998 р., 2000 р. та 2001 р., на Сьомій Всеукраїнській науковій конференції "Сучасні проблеми математики і інформатики", м. Львів., 2000 р., на науково-практичній конференції з міжнародною участю, присвяченій 75-річчю Українського державного НДІ медико-соціальних проблем інвалідності, м. Дніпропетровськ, 2001 г., на III Міжнародному симпозіумі "Электроника в медицине. Мониторинг, диагностика, терапия", м. С.-Петербург, 2002 р., на VI Всеросійській конференції з біомеханіки “Биомеханика-2002”, м. Н. Новгород, 2002 г., на VIII Міжнародній конференції "Устойчивость, управление и динамика твердого тела", м. Донецьк, 2002 р.

Публікації. Основні положення дисертації опубліковані в 17 роботах: 4 статті в українських виданнях, що входять у перелік ВАК, 2 патенти України, 11 матеріалів і тез доповідей на наукових семінарах, конференціях і конгресах.

Структура дисертації. Дисертація складається з вступу, п'яти розділів, висновків, списку використаних джерел, додатку. Повний обсяг дисертації складає 149 сторінок, серед яких 50 ілюстрацій, 11 ілюстрацій на окремих сторінках, 10 таблиць, 1 додаток на 3 сторінках, список використаних літературних джерел з 147 найменувань на 13 сторінках.

2. ОСНОВНИЙ ЗМІСТ РОБОТИ

Вступ містить обґрунтування актуальності напрямку, який обрав автор дисертаційної роботи, формулювання мети і задач дослідження, визначення наукової новизни й практичної цінності отриманих результатів, а також дані про особистий внесок у публікацію й апробацію результатів роботи.

У першому розділі зроблено огляд літератури в напрямку досліджень силової взаємодії в системі "кукса - гільза" протеза нижньої кінцівки. Розглянуто основні методи біомеханічних досліджень, якими користуються в клінічній практиці при аналізі результатів протезування. Показано сучасний стан методів прямих вимірювань характеристик пози і ходи людини, що несуть інформацію про навантаження кукси в протезі. Увагу зосереджено на методах прямих вимірювань тиску з боку гільзи на куксу. Виявлено переваги і недоліки застосування методів вимірювань тиску на куксу в протезі. Недоліки пов'язані з тим, що вимірювання можна зробити тільки тоді, коли гільза протеза вже виготовлена. Помилки виготовлення гільзи не завжди можна виправити. В деяких випадках провести вимірювання неможливо внаслідок стану інваліда, особливостей форми і конструкції гільзи і таке інше. Тому розвиток математичних моделей для обчислення та аналізу силового навантаження кукси в гільзі протеза є цілком обґрунтованим і актуальним напрямком сучасних біомеханічних досліджень.

Розглянуто роботи, в яких аналіз біомеханічних характеристик ходи людини, що тісно пов'язані з навантаженнями на куксу, проводився з використанням математичних моделей. Показано, що більшість з цих моделей не враховують взаємодію кукси і гільзи, від чого залежить результат протезування в цілому. Також проведено аналіз робіт, присвячених саме обчисленню тиску в системі "кукса - гільза", де показано тісний зв'язок тиску з вимірюванням біомеханічних характеристик ходи людини, таких як: ритміка ходи, просторове положення протеза, геометрія приймальної гільзи протеза, силова взаємодія стопи з опорною поверхнею. Результатом аналізу є те, що існуючі математичні моделі або дуже спрощені, що не дозволяє застосовувати результати моделювання в клінічній практиці, або дуже ускладнені зв'язком з обчислювальною технікою великої потужності та вимірювальною базою дуже великої вартості, що так само не дозволяє користуватись ними під час практичного протезування. Крім того, не існує алгоритмів застосування цих моделей для розв'язання таких практичних задач, як виявлення дефектів схеми побудови протезу на ранніх етапах протезування.

В зв'язку з цим обґрунтовано подальший розвиток вимірювальної бази та розробку математичних моделей силової взаємодії кукси з протезом, а також методики застосування цих моделей в клінічній практиці для виявлення дефектів на ранніх етапах протезування.

У другому розділі розглянуто апаратно-програмний комплекс, який створено на базі УкрНДІ протезування, вимірювальні можливості якого поширено в ході виконання даної роботи для дослідження динамічного стану кукси. Геометричне положення протеза має великий вплив на розподіл силового навантаження в системі "кукса - гільза", тому в практиці протезування велику увагу приділяють схемі побудови протезу. Було розроблено інструментальний засіб об'єктивного контролю схеми побудови протезу - базометр, який складається з двох вимірювальних тензоплатформ, варіатора лазерної площини, блока зв'язку з комп'ютером, блока управління та індикації, зарядного блока, програмного забезпечення і комп'ютера.

Базометр використовують наступним чином. Після занесення характеристик пацієнта: вік, зріст, вага, довжина і висота ступні та ін. в комп'ютер, людину встановлюють на вимірювальні платформи в заданому тестовому положенні. Варіатор лазерної площини відображає положення загального центру тиску людини або базуючих ліній будь-якої ноги лазерним променем безпосередньо на тілі людини. Проекція базуючої лінії дозволяє оцінити положення ступні і осі колінного вузла в порівнянні з існуючими нормами побудови протезів нижніх кінцівок. Довжина векторів реакції опори обчислюється за формулою:

Де довжина векторів Р1, Р2, Р3, Р4 відповідної платформи.

З платформами зв'язана нерухома система координат. Вектори Р1, Р2, Р3, Р4 направлені паралельно осі OZ і проектуються в точки на площині OXY.

Дії векторів F1, F2 знаходимо за формулами:

Ці координати є інтегральною характеристикою схеми побудови протезу. В нормі:

Відхилення від цих показників призводить до погіршення характеристик ходи, що вважається дефектом протезування і негативно впливає на динамічний стан кукси. Для отримання експериментальних даних про ходу людини використано апаратно-програмний комплекс (АПК), розроблений в УкрНДІ протезування (м. Харків).

АПК складається з десяти основних блоків: подографічні датчики, гоніометричні датчики, датчик тиску, тензоплатформи, аналоговий комутатор, блок вторинного перетворювання, блок АЦП, контролер, програмне забезпечення та комп'ютер. В ході роботи цей комплекс було доповнено пристроєм для вимірювання тиску з використанням датчика FlexiForce і розробленим новим поліцентричним гоніометром.

Новий поліцентричний гоніометр містить дві металеві гнучкі пластини, з гнучкою вкладкою з педіліну між ними, міцно закріплені з одного боку. Протилежні кінці цих пластин при згинанні мають вільне відносне переміщення ?. Відстань однієї пластини від іншої протягом всієї довжини залишається однаковою завдяки гнучкій вкладці, тому відносне переміщення пластин ? пропорційне куту а, який відтворюють дотичні до протилежних кінців пластин. Відносне переміщення ? перетворюється потенціометричним датчиком в електричний сигнал, пропорційний куту а.

Залежність кута від переміщення ? має вигляд:

Всі апаратні частини поєднують між собою кабельною лінією. Опитування сигналів відбувається з частотою 100 Гц. В такому складі АПК дозволяє отримувати необхідну інформацію про просторове положення протезованої ноги людини під час ходи, сили реакції опори і тиск на куксу з боку гільзи в будь-якій контрольній точці.

Аналіз динамічного стану кукси проводився в трьох основних фазах кроку: передній поштовх (момент часу), середина фази опори (момент часу), задній поштовх (момент часу).

Поперечна складова опорної реакції Rx має величину, яка не перевищує 3-5% від ваги людини Pi в порівнянні з величинами Ry і Rz, які складають до 20% і 110% відповідно. Тому вважали, що Rx = 0. Координати прикладання вектору R відносно гомілковоступневого суглобу є вихідними даними моделі. Визначали ці координати наступним чином. Висоту ступні визначали експериментально. Координату X вектору R вважали постійною величиною і вимірювали під час контролю схеми побудови протеза на базометрі. Залежність координати Y вектору від часу вимірювали під час ходи. Для обчислення силової взаємодії кукси і гільзи необхідними даними були: кути в гомілковоступневому і колінному шарнірах протезованої кінцівки в моменти часу, величини і координати результуючого вектора реакції опори, геометрія гільзи, параметри схеми побудови протеза.

Застосування означених вище вимірювальних засобів і відомих біомеханічних методик дозволило отримати необхідні дані для розв'язання модельної задачі оцінки силової взаємодії в системі "кукса - гільза" та перевірки результатів шляхом прямих вимірювань.

Третій розділ присвячено розробці математичних моделей силової взаємодії в системі "кукса - гільза" протезів гомілки та стегна.

В першій частині третього розділу сформульовано біомеханічні вимоги до форми гільзи і схем побудови протезів гомілки та стегна для застосування в математичній моделі.

Математична модель ґрунтується на статичному підході до аналізу сил в системі “кукса - гільза”. Окрім цього, математична модель уточнюється щодо побудови регуляризуючої процедури розрахунку сил (в статично невизначеній задачі), що діють на поверхню приймальної гільзи протеза.

Поверхня гільзи моделюється обертанням “твірної” лінії навколо вісі симетрії і складається з площадок, що мають форму рівнобедрених трапецій. Вектор нормалі прикладений в точці яка є центром ваги площі трапеції.

Обчислення сил взаємодії кукси і поверхні гільзи проводилося за певних припущень. По-перше, вважалося, що опорно-руховий апарат людини перебуває в стані статичної рівноваги в заданому тестовому положенні. По-друге, сили, які діють з боку кукси на гільзу, перпендикулярні до поверхні гільзи і направлені зовні. По-третє, сили, які діють в рамках однієї апроксимуючої площини трапеції, є рівними між собою. Такі допущення дозволяють суттєво спростити процедуру обчислення силової взаємодії у системі “кукса-гільза” і, разом з тим, як показав аналіз числових результатів, дають можливість отримати якісну і кількісну картину розподілу сил. Дію кукси людини на поверхню гільзи протеза замінюємо полем сил:

Умови рівноваги протеза можна записати наступним чином:

Друге припущення, що говорить про напрямок дії сил, має вигляд:

Векторні рівняння (5), при обмеженнях (6), складають математичну модель для статичного аналізу поля сил в системі “кукса-гільза" в одноопорній фазі на протезовану ногу.

Розв'язок цієї задачі дає можливість отримати сили і обчислити тиск на поверхню кукси в будь-який момент опорної фази кроку. Для однозначного знаходження невідомих параметрів використовувалась процедура регуляризації, яка полягає в накладені додаткових (фізично значимих) умов на шукані величини:

Які при співвідношеннях (5), (6) мінімізують квадратичну функцію:



Де:

S - площа бічної поверхні гільзи.

Фізичний сенс функції полягає в тому, що людина в будь-якій момент опори намагається стати так, щоб мінімізувати навантаження на куксу. Для мінімізації цільової функції використано метод штрафних функцій.

Розроблено алгоритм розв'язання задачі.

1. Визначення параметрів M і Mf а також лінійних розмірів ступні, стержня O1O2 і гільзи протеза;

2. Визначення параметрів тестового положення протеза гомілки і формулювання відповідних матриць переходу від системи координат OXYZ до системи O1X1Y1Z1 і від системи O1X1Y1Z1 до системи O2X2Y2Z2;

3. Обчислення координат векторів R в системі O1X1Y1Z1;

4. Обчислення координат векторів F, P, rc, rf, g в системі відліку O2X2Y2Z2, де А, Р - результуюча сила та момент сил, які діють на протез з боку стопи;

5. Мінімізація цільової функції, в результаті чого знаходимо шукані параметри:

7. Обчислення тиску:

- на поверхню гільзи в рамках трапеції.

В другій частині третього розділу сформульовано біомеханічні вимоги до форм гільзи і схеми побудови протеза стегна для застосування в математичній моделі. Для створення математичної моделі силової взаємодії в протезі стегна застосовано підхід і припущення, які покладено в основу моделі гомілки. Поверхня гільзи стегна утворена аналогічно гільзі гомілки з врахуванням геометрії кукси стегна.

Умови рівноваги протеза мають вигляд:

Векторні рівняння (8) та обмеження (6) складають математичну модель для статичного аналізу поля сил в системі “кукса-гільза" протезу стегна в одноопорній фазі на протезовану ногу. Рішення цієї задачі дає можливість отримати сили і обчислити тиск на поверхню кукси. Фізичний сенс і вигляд функції регуляризації залишали у вигляді (7).

У четвертому розділі розроблено методику аналізу силової взаємодії в системі “кукса - гільза” протезів гомілки та стегна, представлені результати тестування математичної моделі.

Аналіз результатів моделювання силової взаємодії між куксою і гільзою протеза гомілки показав, що розподіл тиску має найкраще наближення до експериментальних даних у випадку, коли поверхня гільзи апроксимується трапеціями однакової площі та геометрії.

Дослідження різниці розподілу тиску, при зміні кількості площадок в два і чотири рази показало, що збільшення кількості площадок для проведення чисельних експериментів суттєво не впливає на результат, але приводить до збільшення в 2-5 разів часу обчислень, тому є недоцільним.

Аналіз впливу просторового положення протеза на розподіл тиску в трьох тестових положеннях, що відповідають періоду переднього поштовху, середині фази опори і задньому поштовху, показав, що значну частину навантажень несе посадочне кільце (верхня частина гільзи) в будь-якій фазі кроку. Максимальний тиск знаходиться в зоні зв'язки надколінника. Але величина найбільшого тиску в період заднього поштовху значно більша за попередні періоди і є максимальним значенням тиску в фазі опори в цілому. Так само більший тиск в порівнянні з попереднім випадком виникає в дистальному відділі задньої поверхні гільзи. За результатами моделювання можна сказати, що найбільше навантаження на протезовану кінцівку виникає в період заднього поштовху. Причиною є найбільше віддалення результуючої сили від осі гомілковоступневого шарніра.

Наближення форми гільзи до реальної шляхом виключення площадок призвело до збільшення максимального тиску, але характер навантаження не змінився. Для тестування математичної моделі методом прямих вимірювань тиску між куксою і гільзою датчик тиску розмістили в зоні зв'язки надколінника (передня частина посадочного кільця гільзи).

Безперервною лінією позначено графік змін тиску в фазі опори, який отримано методом вимірювань. Результат чисельного моделювання, показаний на графіку в точках, які відповідають моментам часу переднього поштовху 92 кПа, середини фази опори 150 кПа та заднього поштовху 231 кПа. Характер розподілу навантажень, отриманий обома методами, співпадає. Для тестування моделі вимірювали тиск для двох зон кукси у трьох протезах гомілки (зона зв'язки надколінника і зона медіальної площини великогомілкової кістки).

Величини тиску, які отримані при моделюванні, мають наступні складові:

Де

Р - результат моделювання тиску, кПа;

Рреал - тиск між куксою і гільзою, кПа;

Р - абсолютна похибка, кПа.

Відзначимо, що дані вимірювань мають нормальний закон розподілу. Значення Рреал дорівнюють значенням тиску, отриманим шляхом прямих вимірювань з похибкою вимірювань, яка складає 4,5%, при навантаженні датчика до 80% амплітудного значення. Абсолютна похибка:

Де:

Рі - тиск у зоні вимірювань i-го вимірювання;

t - кількість вимірювань.

Випадкова складова представляє собою стандартне (середнє квадратичне) відхилення, яке обчислимо за формулою:

Систематична похибка практично завжди має позитивні значення. Це дозволяє врахувати її і на кінцевий результат обчислень тиску вона не буде впливати. Тоді абсолютна похибка і точність обчислень складає 15,4 та 16,5 кПа для обох зон вимірювань, що менше 8% від амплітудного значення тиску. Методика виявлення та корекції дефектів передбачала пункти:

1. Біомеханічні дослідження з реєстрацією подографічних, гоніометричних параметрів та реакцій опори. Вимірювання параметрів протеза. Якщо за даними біомеханічних досліджень результати ходи не задовільні (ритмічність ходи, симетрія рухів, структура опорного періоду), це свідчить про дефект схеми побудови протезу. Контроль схеми побудови протеза на базометрі;

2. Розрахунок динамічного стану протезованої кінцівки для даного конкретного випадку в порівнянні з модельною нормою, яка рахується за даними цієї ж людини, але з припущенням, що схема побудови зроблена у відповідності з вимогами фірми OTTO BOCK (один з лідерів протезування і протезобудування в світі);

3. Аналіз результатів моделювання та усунення дефекту;

4. Повторне проведення вимірювань біомеханічних характеристик ходи.

Розроблену методику було застосовано для виявлення та корекції дефектів схеми побудови протезів гомілки та стегна.

П'ятий розділ присвячено результатам використання розробленої методики аналізу динамічного стану протезованої ноги людини в клінічній практиці. Методику застосовано для виявлення дефектів схеми побудови протезів гомілки та стегна на ранніх стадіях.

У першій частині п'ятого розділу розглянуто динамічний стан кукси в протезі гомілки. Було обстежено 58 чоловік.

Зона максимального тиску переміщена в бік, що неприпустимо. Хода людини з таким дефектом характеризується низькими коефіцієнтами ритмічності (0,83) і симетрії по колінному куту (0,86). Результат електроподографії представлено в таблиці.

Таблиця - Результати електроподографічних досліджень інваліда при ході на протезі гомілки з дефектом в схемі побудови протеза у фронтальній площині:

Параметри	Протезована кінцівка	Збережена кінцівка
Перекат через п'яту (%)	6,2	10,4
Геленочний перекат (%)	5,0	1,8
Власно опора на всю стопу (%)	36,7	48,6
Пучковий перекат (%)	12,9	10,6
Перекат через носок (%)	6,7	4,7
Переносний період (%)	32,5	23,9
Опорний період (%)	67,5	76,1
Двоопорна фаза (%)	22,4	17,7
Коефіцієнт ритмічності:
- по опорному періоду	0,89
- по переносному періоду	0,83

З поданих у таблиці даних звертає на себе увагу, насамперед, низький коефіцієнт ритмічності по переносному періоду (0,83), що свідчить про незадовільну ходу. Значно знижений час власно опори на всю стопу протезованої кінцівки у порівнянні зі збереженою. Двоопорна фаза, коли попереду протезована кінцівка, помітно перевищує таку при опорі на протез, що свідчить про обережну ходу інваліда, який намагається щадити куксу з метою запобігання больового синдрому. Корекція схеми побудови протеза призвела до зміни розподілу тиску, максимальний тиск зменшено до 149 кПа і покращення характеристик ходи, коефіцієнт ритмічності - 0,93, коефіцієнт симетрії - 0,87.

Наступний випадок містить надмірний нахил протезу вперед, що змінив характер навантаження. Максимальний тиск 92 кПа припадає на підколінну ямку. Цей дефект схеми призводить до дискомфорту, болю та заважає людині тривало користуватися протезом. Зміна схеми побудови призвела до зміни характеру розподілу тиску. Максимальний тиск 92 кПа перемістився в зону зв'язки надколінника, що узгоджується з вимогами до протезування. Загальну ритмічність також суттєво підвищено: до корекції коефіцієнту ритмічності - 0,47, після корекції - 0,85.

В іншому випадку - відсутність нахилу протеза вперед, що призвело до надмірного тиску в зоні посадочного кільця 133 кПа в порівнянні з нормою 120 кПа. Корекція схеми протеза дозволила покращити ритмічність з 0,78 до 0,92. Після корекції схеми протеза спостерігалось покращення ритмічності ходи і структури опорного періоду практично у 100% інвалідів.

Друга частина п'ятого розділу присвячена аналізу силової взаємодії між куксою і гільзою протеза стегна.

Результати обчислень тиску в трьох ключових тестових положеннях (передній поштовх, середина фази опори і задній поштовх), вказують на те, що, аналогічно з протезом гомілки, в протезі стегна найбільший тиск виникає в фазі заднього поштовху 38,7 кПа. За характером розподілу, максимальний тиск переміщується: передній поштовх - задня частина посадочного кільця, середина фази опори - рівномірний розподіл тиску, задній поштовх - передня частина посадочного кільця.

Аналіз впливу геометрії гільзи на розподіл показав суттєву різницю тиску в гільзах двох принципово різних типів: поперечно-овальна і повздовж-овальна. Суттєва різниця полягає в тому, що поперечно-овальна гільза концентрує навантаження в області тубера на горизонтальній площадці, всі інші поверхні гільзи лише утримують гільзу на куксі. Повздовж-овальна гільза відрізняється тим, що зона максимального навантаження посадочного кільця знаходиться під кутом близьким 45 до горизонту та значним чином розподіляє навантаження по всієї поверхні посадочного кільця. Для поперечно-овальної гільзи були виключені площадки, які не несуть навантажень.

Результат моделювання тиску під час заднього поштовху вказує на те, що максимальний тиск в поперечно-овальної гільзі 108 кПа більш ніж в 2,5 рази перевищує тиск в повздовж-овальній гільзі 38,7 кПа.

Проведений аналіз двох найбільш поширених схем побудови протезів стегна, традиційної схеми і схеми з конвергенцією (зміщення протезу всередину), показав, що конвергенція призводить до незначного збільшення тиску в латеральній частині (боковій, зовнішній) посадочного кільця в порівнянні з традиційною схемою побудови протезу стегна.

За методикою, представленою в розділі 4, було проведено обстеження 21 чоловіка.

Відсутність нахилу трубки гомілки на 5 в сагітальній площині вважається дефектом протезування і призводить до зміни величини максимального тиску, 37 кПа замість 32,6 кПа, і до погіршення характеру розподілу навантажень. Спостерігається асинхронність перекатів протезованої і збереженої стоп, зниження коефіцієнта ритмічності ходьби досягає 0,77, коефіцієнт симетрії - 0,83. Після усунення дефекту схеми протезу ритмічність зросла до 0,84, симетрію було покращено до 0,9.

Корекція нахилу штучної стопи у фронтальній площині призвела до усунення зони максимального тиску з внутрішньої поверхні посадочного кільця, що зменшило больові відчуття при користуванні протезом та призвело до покрашення ритмічності ходи.

Вищевказані приклади досліджень ключових випадків, які зустрічаються в практиці протезування інвалідів з ампутаційними дефектами нижніх кінцівок на рівні гомілки та стегна, дали можливість застосувати розроблену математичну модель силової взаємодії в системі "кукса - гільза" для виявлення дефектів протезування на ранніх стадіях.

У загальних висновках сформульовані основні результати, які отримані у дисертаційній роботі. протезування інвалід стегно

У додатках наведені акти впровадження результатів роботи.



ВИСНОВКИ

У даній дисертаційній роботі на основі механіки абсолютно твердого тіла з використанням оптимізаційного підходу реалізовано ефективний алгоритм математичного моделювання динамічного стану протезованої ноги людини та відповідні засоби вимірювань вхідних та вихідних даних, які реалізовані у вигляді модулів апаратно-програмного комплексу оцінки якості протезування та методики застосування в клінічній практиці.

Основні результати виконаної роботи полягають у наступному…

1. На основі аналізу літературних джерел з біомеханічних методів і засобів досліджень характеристик пози і ходи людини визначено наступне:

- виділені основні методи, що мають важливе значення для аналізу силових навантажень в системі "кукса-гільза";

- обґрунтовано доцільність розробки нового приладу для оцінки схеми побудови протеза в статиці і сучасного поліцентричного гоніометра для вимірювання кутових переміщень в суглобах нижніх кінцівок при ході;

- зосереджено увагу на методі досліджень тиску між куксою і гільзою протеза, як одному з найважливіших, а також проаналізовано застосування різних датчиків для реалізації цього методу;

- обґрунтовано доцільність створення ефективної математичної моделі для аналізу силової взаємодії в системі "кукса-гільза" з метою підвищення якості протезування у клінічній практиці.

2. Модифіковано метод оцінки схеми побудови протезів в статиці, який побудований на аналізі координат центрів тиску кожної з нижніх кінцівок, що дозволяє більш ефективно оцінити результати протезування.

3. Модифіковано метод вимірювань кутів у суглобах нижніх кінцівок. В основі модифікації лежить перетворення кутових переміщень у лінійні, що дозволяє проводити вимірювання в динаміці.

4. Вперше в рамках апарату механіки абсолютно твердого тіла розроблено механіко-математичні моделі силової взаємодії в системі ”кукса-гільза” з урахуванням біомеханічних вимог до протезів гомілки та стегна. Побудовано алгоритм обчислення сил, які діють на куксу з використанням методу штрафних функцій. Досліджено метод дискретизації поверхні гільзи і рівень наближення даних моделювання до експериментальних даних, отриманих шляхом прямих вимірювань. Результати моделювання мають один порядок величин і характер розподілу тиску. Похибка моделювання тиску складає 8% від максимальної величини 180 кПа, що дозволило застосовувати модель у практиці протезування для оцінки силового навантаження і ранньої діагностики кукси.

5. Удосконалено метод виявлення й усунення дефектів схеми побудови протезів з використанням математичної моделі для оцінки динамічного стану протезованої ноги людини, що дозволяє підвищити якість протезування.

6. Розроблено прилад для визначення схеми побудови протезів - базометр, який перевищує аналоги за функціональністю (дві вимірювальні платформи) і точністю (похибка вимірювань: сили - 1%, координати - 3 мм.), що дозволяє ефективно проводити контроль схеми побудови протезів.

7. Розроблено принципово новий поліцентричний гоніометр для вимірювання кутових переміщень у великих суглобах нижньої кінцівки під час ходи, який перевищує аналоги за точністю (похибка вимірювання кута - 1) та засіб вимірювання тиску в системі "кукса - гільза", який дозволяє оцінити тиск у будь-якій точці гільзи.

8. Удосконалено апаратно-програмний комплекс, який застосовується у клінічній практиці Інституту протезування, протезобудування та відновлення працездатності інвалідів для оцінки результатів протезування, що дозволило оцінити силову взаємодію в системі "кукса - гільза" для ключових, тестових положень - переднього поштовху, середини фази опори, заднього поштовху. Запропоновано методику використання розроблених для оцінки силового навантаження кукси і виявлення дефектів схеми побудови протезів гомілки та стегна. З використанням методики проведено обстеження 58 інвалідів з протезом гомілки і 21 з протезом стегна, дефекти схеми побудови протезів, виявлені під час обстежень, своєчасно виправлені. (Акт впровадження результатів у клінічну практику).

9. Результати роботи були використані в навчальному процесі ХНУРЭ у вигляді лабораторних робіт і лекційного матеріалу з дисциплін: “Біомеханічні основи протезування та ортезування”, “Штучні апарати та системи заміщення органів людини” для студентів спеціальності “Біотехнічні і медичні апарати та системи”. (Акт впровадження результатів у навчальний процес).



ПУБЛІКАЦІЇ ПО ТЕМІ ДИСЕРТАЦІЙНОЇ РОБОТИ

1. Бербюк В.Е., Демыдюк М.В., Красюк Г.В., Ковалько Н.Т., Качер В.С. Автоматизированный сбор, обработка и анализ биомеханических данных ходьбы человека // Вестник ХГПУ. - Харьков: ХГПУ. - 1999. Выпуск 73. - С. 7-13.

2. Бербюк В.Є., Демидюк М.В., Качер В.С. Оцінка якості протезування на рівні кінематичних характеристик ходи // Тези доповідей 7 Всеукраїнської наукової конференції "Сучасні проблеми математики і інформатики". - Львів. - 2000. - С. 8.

3. Бих А.І., Демидюк М.В., Качер В.С. Механіко-математичне моделювання силової взаємодії в системі “кукса - гільза” протезів гомілки та стегна // Проблемы бионики. - 2003. - Вып. 58. - С. 98-107.

4. Салеева А.Д., Качер В.С., Гадяцкий А.В., Семенец В.В., Подпружников П.М. Аппаратно-программный комплекс сбора, передачи и обработки биомедицинской информации // Тезисы III Международного симпозиума "Электроника в медицине. Мониторинг, диагностика, терапия". - С.-Петербург: Вестник аритмологии. - 2002. -Вып. 25. - С. 160.

5. Бых А.И., Качер В.С., Ковалько Н.Т. Методика анализа силового взаимодействия в системе “культя - гильза” протезов голени и бедра и результаты ее применения в клинической практике // Східно-Європейський журнал передових технологій. - 2003. Вип. 6 - С. 82-85.

6. Семенец В.В., Ковалько Н.Т., Качер В.С. Компьютерная диагностика результатов протезирования инвалидов с ампутационными культями нижних конечностей // Материалы 4-й международной конференции "Теория и техника передачи, приема и обработки информации". - Харьков. - 1998, - С. 426-427.

7. Ковалько Н.Т., Качер В.С. Про деякі проблеми гоніометричних вимірювань ходи // “Матеріали науково-практичного семінару з проблем людей з обмеженням фізичних можливостей”. - Харків, 1997. - С. 83-84.

8. Пат. №42127 А, Україна, МПК А61F2/60. Поліцентричний гоніометр / Качер В.С., Ковалько М.Т., Роман Л.К., Василенко І.М., Науково-дослідний інститут з проблем соціального захисту населення - №9904232, Заявл. 24.04.99, Опубл., Промислова власність. Офіційний бюлетень. 2001. - №9.

9. Пат. №54139 А, Україна, МПК А61В5/103. Пристрій для оцінки стійкості і опороздатності людини / Салєєва А.Д., Качер В.С., Гадяцький О.В., Ковалько М.Т., Роман Л.К., Василенко І.М., Малиняк м. І., Рибка Є.В., Науково-дослідний інститут протезування, протезобудування та відновлення працездатності - №2002054224, Заявл. 23.05.02, Опубл., Промислова власність. Офіційний бюлетень. 2003. - №2.

10. Красюк Г.В., Бербюк Е.В., Качер В.С., Ковалько Н.Т. Применение математического моделирования в оценке качества протезирования // Материалы всероссийского национального конгресса “Человек и его здоровье”. - С.-Петербург. - 1998. - C. 162.

11. Качер В.С., Красюк Г.В., Бых А.И., Ковалько Н.Т. Оптимизационный алгоритм решения задачи о распределении давления в гильзе протеза // Материалы 6-й международной конференции "Теория и техника передачи, приема и обработки информации". - Харьков. - 2000. - С. 536-538.

12. Качер В.С., Ковалько Н.Т., Семенец В.В., Подпружников П.М. Математическое моделирование и анализ динамического состояния протезированной ноги человека с протезом бедра // Материалы 7-й международной конференции "Теория и техника передачи, приема и обработки информации". - Харьков. - 2001. - С. 412-413.

13. Качер В.С., Ковалько Н.Т., Роман Л.К., Гадяцкий А.В., Василенко И.Н. Клініко-біомеханічні критерії виявлення дефектів протезування інвалідів на протезах нижніх кінцівок // Матеріали науково-практичної конференції з міжнародною участю, присвяченої 75-річчю Української державного НДІ медико-соціальних проблем інвалідності. - Дніпропетровськ: "Пороги", 2001.

14. Качер В.С., Салеева А.Д., Роман Л.К., Демыдюк М.В. Результаты моделирования динамического состояния протезированной ноги человека // Тезисы докладов VI Всероссийской конференции по биомеханике “Биомеханика-2002”. - Н. Новгород. - 2002. - C. 141.

15. Berbyuk V.E., Demydyuk M.V., Kacher V.S., Saleeva A.D. Modelling of force inte raction in the stump-socket system of the prosthetic limb of the human // Тез. докл. VIII международ. конф. "Stability, control and rigid bodies dynamics". - Донецк: Ин-т прикл. матем. и механики НАНУ, 2002. - С. 111.

16. Качер В.С. Математическое моделирование и анализ сил, действующих на протезированную конечность // Проблемы бионики. - 2000. - Вып. 52. - С. 116-119.

17. Качер В.С., Красюк Г.В., Ковалько Н.Т., Роман Л.К. Василенко И.Н. Использование математической модели для улучшения качества протезирования инвалидов с дефектами нижних конечностей // Материалы всероссийского национального конгресса “Человек и его здоровье”. - С.-Петербург. - 1999. - C. 104.

Размещено на Allbest.ru

...