Содержание к диссертации
Введение
Глава 1. Протез нижней конечности как биотехническая система 19
1.1. Актуальность повышения функциональности протезов после ампутации нижней конечности 19
1.2. Роль нормализации параметров ходьбы на протезе в повышении его функциональности 24
1.2.1. Биомеханика и протезостроение 24
1.2.2. Биомеханическая эволюция конструкций протезов 28
1.2.3. Влияние момента в голеностопном суставе на удобство пользования протезом 37
1.2.4. Влияние момента в голеностопном шарнире протеза на функцию сохраненного коленного сустава 38
1.2.5. Определение давления гильзы протеза на культю 41
1.3. Протез нижней конечности, как биотехническая система 45
1.4. Цель и задачи исследования 47
Глава 2. Биомеханика ходьбы в норме и критерии антропоморфности протеза 50
2.1. Биомеханические исследования ходьбы в норме и на протезах . 50
2.1.1. Методика автоматизированного анализа ходьбы 50
2.1.2. Динамический анализ движений 54
2.1.3. Моделирование тела человека в анализе движений 55
2.1.4. Аппаратурное обеспечение 57
2.1.5. Структура автоматизированного анализа ходьбы 58
2.1.6. Интерпретация результатов автоматизированного анализа ходьбы 61
2.2. Генерирование движительного толчка 65
2.3. «Обычная» и специальная ходьба 69
2.4. Зависимость «угол-момент» в голеностопном суставе при ходьбе в норме 71
2.5. Выводы 73
Глава 3. Теория баллистической ходьбы в норме и на протезе 75
3.1. Баллистическая ходьба в норме 75
3.1.1. Понятие баллистической синергии 76
3.1.2. Участие колена в толчковой синергии 78
3.2. Баллистическая ходьба на протезе 85
3.2.1. Активные и пассивные моменты в суставах 85
3.2.2. Модель цикла шага. Баллистические пассивные фазы 85
3.2.3. Модель цикла шага. Активная фаза 89
3.2.4. Компенсаторная синергия ходьбы на протезе 92
3.2.5. Моделирование балансирования на одной ноге 98
3.3. Выводы 102
Глава 4. Теория построения антропоморфных протезов нижней конечности 104
4.1. Задача синтеза искусственного шарнира для протеза нижней конечности 104
4.1.1. Анатомический прототип для моделирования момента 106
4.1.2. Трохоидальная модель рессорной функции анатомической стопы 109
4.1.3. Математическая модель искусственного сустава 119
4.1.4. Синтез трохоидального механизма голеностопного узла протезной стопы 124
4.2. Инженерная проработка конструкции голеностопного узла 126
4.2.1. Подход к конструированию стопы Роллинг 126
4.2.2. Механизмы настройки и самонастройки в комплексе
разработки протеза как биотехнической системы 134
4.2.3. Механизм самонастройки на скорость ходьбы 137
4.3. Инженерная проработка конструкции коленного узла 140
4.3.1. Подход к конструированию коленного узла типа Роллинг 140
4.3.2. Подгибание колена в фазу опоры 141
4.3.3. Механизм коленного узла типа Роллинг 142
4.4. Выводы 144
Глава 5. Методика и анализ результатов механических испытаний экспериментальных протезов 146
5.1. Программа механических испытаний протезной стопы Роллинг 146
5.1.1. Расширение понятия безопасности пользования протезом 146
5.1.2. Испытания прочности 146
5.1.3. Измерение момента при механических испытаниях 147
5.2. Механические испытания коленного узла Роллинг 153
5.3. Выводы 155
Глава 6. Методика и результаты биомеханических испытаний экспериментальных протезов 156
6.1. Программа биомеханических испытаний 156
6.2. Результаты биомеханических испытаний 157
6.3. Биомеханические испытания стопы Роллинг с настройкой жесткости 159
6.4. Биомеханические испытания коленного узла 166
6.4.1. Момент подгибания и индекс симметрии 167
6.4.2. Давление на культю со стороны гильзы протеза бедра 169
6.5. Отдаленные результаты реабилитации с новыми протезами на примере «хоккея на протезах» 171
6.6. Выводы 175
Основные результаты диссертационной работы 177
Список литературы
- Роль нормализации параметров ходьбы на протезе в повышении его функциональности
- Методика автоматизированного анализа ходьбы
- Участие колена в толчковой синергии
- Трохоидальная модель рессорной функции анатомической стопы
Введение к работе
Протез нижней конечности представляет собой устройство для замещения части конечности, которая либо утрачена в результате ампутации, либо отсутствует вследствие врожденного дефекта. Внимание общества к людям, которым требуются протезы, и к самим протезам возрастает после войн. Причина не только в резком росте числа нуждающихся в протезах, но и в том, что на некоторое время высвобождаются интеллектуальные и технические ресурсы, до этого направляемые на создание военной техники. Однако, и без этих чрезвычайных обстоятельств, очевидно, что, чем совершеннее протезы, тем гармоничнее проходит процесс реабилитации инвалида как в медицинском, так и в социально-экономическом аспектах.
Протез собирается из серийно изготовляемых узлов и индивидуально изготовленного приемника (гильзы), надеваемого на культю. При пользовании протезом кожа и ткани культи испытывают давления, которые должны были бы восприниматься стопой, природой к этому приспособленной. Чрезмерные пиковые давления служат основной причиной неудобства, болей и травм при пользовании протезом, приводя к возникновению компенсаторных локомоторных стратегий, снижающих положительный эффект реабилитации.
Существуют два подхода к уменьшению нежелательных давлений на культю. Один из них заключается в совершенствовании конструкции и методов изготовления гильзы, технологии ее крепления на культе (Jerrell, 2006; Соболев, Малыхин, Щербина, 2006).
Другой подход, использованной в настоящем диссертационном исследовании, заключается в совершенствовании стандартных узлов протеза, исходя из анализа влияния их конструкции на взаимодействие культи и протеза для уменьшения необходимости в применении инвалидом компенсаторных стратегий локомоций.
Актуальность проблемы и настоящего исследования диктуется необходимостью в насыщении понятия антропоморфности протеза новым теоретическим и практическим содержанием и применения разработанной теории к созданию новых более совершенных протезов.
Целью работы является обоснование возможностей создания и применения антропоморфных трохоидальных механизмов и разработка теории и практики синтеза на их основе антропоморфных протезов биотехнического типа, повышающих удобство пользования и нормализующих биомеханические параметры ходьбы.
Задачи исследования. Достижение поставленной цели подразумевает решение следующих задач:
анализ существующих подходов к синтезу протезов нижней конечности и выявление проблем, ограничивающих функциональность известных конструкций;
создание методик исследования параметров ходьбы и изучение ключевых биомеханических характеристик ходьбы в норме;
обоснование и разработка математической модели трохоидального механизма искусственного сустава с заданными свойствами;
определение критериев антропоморфности и разработка технологии синтеза антропоморфных протезов биотехнического типа «Инвалид-Протез» для нижних конечностей на основе теории баллистической синергии;
разработка концепции построения голеностопного и коленного узлов протезов и на их основе синтез протезов в соответствие с заданными критериями антропоморфности;
разработка методики и проведение механических испытаний экспериментальных протезов;
экспериментальные исследования образцов протезов на инвалидах и создание методик оценки отдаленных результатов реабилитации с новыми типами протезов.
7 Научная новизна результатов исследования состоит в том, что:
впервые разработаны методы исследования и целенаправленно изучены биомеханические характеристики ходьбы в норме для определения тех из них, которые необходимо воспроизводить в конструкции искусственной конечности;
разработана математическая модель трохоидального механизма искусственного сустава с заданными свойствами, позволившая предложить методику синтеза узлов протеза;
разработана теория баллистической синергии ходьбы в норме и на протезе, на основании которой выработаны биомеханические критерии антропоморфности, обеспечивающие высокое качество протеза нижней конечности;
на основе критерии антропоморфности разработан метод синтеза механизма искусственного сустава протеза, отличающегося максимально возможным соответствием естественному суставу;
сформулирована оригинальная концепция построения антропоморфного протеза нижней конечности как биотехнической системы биомеханического типа «Инвалид-Протез» с использованием искусственного трохоидального механизма, обеспечившего обкатку сочленяющихся поверхностей протезных узлов;
показана энергетическая целесообразность сочетания свободной и ограниченной подвижности в голеностопном суставе в норме и преимущества воспроизведения этой особенности в узлах протеза;
Практическую ценность работы составляют:
- результаты исследований параметров ходьбы в норме и значения
ключевых биомеханических параметров ходьбы, необходимых в качестве
критериев антропоморфности протезов нижних конечностей;
результаты исследований ключевых биомеханических параметров сохранившейся конечности при ходьбе на протезе в случае односторонней ампутации, позволившие указать пути их нормализации;
антропоморфные модели и практические конструкции голеностопного и коленного узлов, использующие обкатку сочленяющихся поверхностей при угловом перемещении, которая характерна для естественной конечности;
новый тип голеностопного и коленного узлов протезов нижних конечностей (тип Роллинг), позволивших нормализовать ключевые параметры ходьбы инвалидов;
результаты механических испытаний протезов типа Роллинг, показавшие их соответствие биомеханически обоснованной зависимости момента сопротивления от угла сгибания;
результаты биомеханических испытаний в России и США разработанных протезов на группе инвалидов с ампутацией ниже колена и на группе инвалидов с ампутацией выше колена, подтвердивших нормализацию ключевых параметров ходьбы;
доказательства снижения давления на культю при пользовании новыми протезами, обеспечивших высокое потребительское качество новых типов протезов, разработанных в соответствии с изложенной в работе теорией;
результаты освоения экспериментального (ВНИИТФ, НІШ «Спектр-Конверсия») и промышленного производства нового протеза стопы и голеностопного узла типа Роллинг ("Free-Flow Foot and Ankle" Ohio Willow Wood Co., Mt. Sterling, OH, USA), отличающегося от известных вариантов большей антропоморфностью.
Основные положения, выносимые на защиту:
Роль нормализации параметров ходьбы на протезе в повышении его функциональности
Факты и идеи из области биомеханики издавна были и продолжают быть использованы в проектировании протезов нижней конечности, формируя требования к их функциональности. Данные требования, как правило, превышают возможности технической реализации, поскольку речь идет о компенсации потери части сложнейшего биологического объекта, которым является тело человека. Поэтому при каждом существенном продвижении в сфере технологий разработчики протезов заново обращаются к биомеханике и современной, и прежних лет и эпох.
Необходимость сгибания-разгибания конечностей при локомоции отмечалась еще античными учеными. Платон сформулировал этот механизм, как подчиненный задаче эффективного и безопасного перемещения головы: «.Боги даровали голове вездеходную колесницу. Поэтому тело стало продолговатым и, по замыслу бога, сделавшим его подвижным, произрастило из себя четыре конечности, которые можно вытягивать и сгибать, цепляясь ими и опираясь на них, высоко неся вместилище того, что в нас божественнее всего и святее. Таким образом и по этой причине у всех людей возникли руки и ноги» (Платон, IV в. до н. э.).
Аристотель в труде «О ходьбе животных» (350 до н. э.) поддерживает мнение Платона в важности сгибания в суставах и уделяет особое внимание сгибанию в колене: « ... никто не может ходить долго и безопасно, не сгибая ноги в коленях». Далее Аристотель говорит о попеременном падении тела после прохождения очередной опорной ногой ее вертикального положения и указывает на окружающую среду, как дополнительный источник движущих сил: «Больше всего затруднений, как кажется, доставляет вопрос о возникновении у одушевленных существ движения, которого раньше не было, так как покоившееся раньше начинает после этого идти, в то время как извне ничто, по-видимому, не привело его в движение. Но это заблуждение. Ибо мы видим в живом существе движение какой-нибудь сращенной с ним части, и причина этого движения не само живое существо, а, вероятно, окружающая среда» (Аристотель, IV в. до н. э.).
Следующее положение Аристотеля может быть непосредственно отнесено к протезостроению, а именно, к компенсаторным движениям при ходьбе на протезе бедра с замкнутым коленным узлом: «На самом деле, вполне возможно передвигаться, не сгибая ног в коленях, по примеру ползающих маленьких детей или борцов в партере. Но этот вид движений требует сгибания в суставах плеч и таза». Абдукция в тазобедренном суставе, характерная для ходьбы на протезе бедра с замкнутым коленным узлом и уменьшение времени опоры на протезированной конечности находят объяснение у Гиппократа (460-370 гг. до н.э.): «Что касается тех, у кого язва на стопе или ноге, из-за чего они не могут опираться на ногу, все, и даже дети, ходят следующим образом - они отставляют больную ногу наружу так, что вес тела больше приходится на здоровую ногу, которая ставится более вертикально и скорее, поддерживая тело».
Приведенные выше примеры компенсаторных изменений стиля ходьбы говорят, помимо всего, о том, что привычное выражение «произвольная ходьба» должно восприниматься с осторожностью. На самом деле, произвольными, то есть сознательно избираемые человеком, являются только некоторые параметры. Остальные же, не являясь независимыми, настраиваются в соответствии с анатомическими ограничениями и другими факторами. Такая настройка не осознается и визуально не воспринимается как компенсаторная стратегия, если только параметры не выходят за границы интервалов, традиционно идентифицируемых с понятием «норма».
Суммируя наблюдения античных авторов о ходьбе, укажем на положения, которые нам представляются наиболее перспективными для протезо-строения и сегодня, и на которые мы опираемся в настоящем исследовании: ходьба включает чередование падений; сгибание в колене и других суставах при опоре на ногу необходимо для уменьшения компенсаторных движений при ходьбе; наблюдаемые компенсаторные изменения ходьбы свидетельствуют о взаимозависимости ее ключевых элементов и должны учитываться при конструировании протезов.
Для реализации этих, на первый взгляд, простых положений предпринимались многочисленные попытки, которые, несмотря на исключительное мастерство и изобретательность авторов, до последнего времени не могут считаться полностью успешными. Причиной, как показывает история проте-зостроения, является то, что разработка велась на кинематическом уровне, когда целью было воспроизведение амплитуды подвижности в искусственных суставах без анализа и учета суставных моментов.
Методика автоматизированного анализа ходьбы
Покажем возможности ее применения для решения задач реабилитации, а также уделим внимание ограничениям методики, которые необходимо учитывать при интерпретации результатов.
Французский астроном Янсен был, по-видимому, первым, кто предложил использовать кинематографию для исследования локомоции (Hirsch, 2000), однако первые научные результаты были получены Этьеном Мареем (1830-1904). Марей впервые соединил данные кинематики с данными о реакциях опоры, что является основой современного автоматизированного анализа ходьбы (Репу, 1992; Kyriazis, Rigas, 2002; Colborne, 2004; Chester, Biden, Tingley, 2005; Kawakami, Sugano, Yonenobu et al, 2005; Lynnerup, Vedel, 2005; Rivest, 2005; White, Agouris, Fletcher, 2005; Stansfield, Hillman, Hazle-woode?fl/.,2006).
Используя одну камеру, Марей применил вращающуюся шторку, прерывающую световой поток, падающий на фотопластинку, с заранее заданной частотой. После проявления на пластинке фиксировались последовательные фазы движения объекта (испытуемого). Марей применял специальный костюм из черной ткани, на которую наносились светлые метки - прообразы современных отражающих маркеров. Эта методика позволяла строить «палочковую» модель человека, изменение положения которого измерялись от кадра к кадру (Hirsch, 2000). Зная частоту съемки (вращения шторки), можно было вычислить скорости и ускорения каждой из точек «палочковой» модели (Рис. 18).
Дальнейшее развитие метода Марея было осуществлено в работах Вильгельма Брауне (1831-1892) и Отто Фишера (1861 - 1917) по фотограмметрии локомоции (Braune, Fischer, 1987). Принципиально новым было предложение вычислять межсуставные силы, используя данные о массе и центрах тяжести сегментов тела. В тридцатые годы прошлого века Николай Александрович Бернштейн заново переосмысливал результаты исследований Брауне и Фишера. В своей работе (Бернштейн, 1927) он пришел к выводу о необходимости более детального исследования динамической картины локомоции, воспроизводимой по покадровой обработке стробофотосъемки, не прибегая к «сглаживанию» кривых. БернштеЙна также интересовал иерархия системы управления ходьбой и возможность выделить уровни данной иерархии при биомеханическом анализе акта ходьбы. Поэтому он отмечал малейшие всплески на графиках сил (Рис. 19) и пытался отождествить их с выходным сигналом различных уровней управления движениями, осуществляемой нервной системой человека (Бернштейн, 1947). Бернштейн был первым исследователем, кто предложил и старался сам использовать данный метод в протезостроении (Бернштейн, 1948).
Иерархический подход к анализу построения движений оказал творческое влияние на учеников и последователей Николая Александровича, приведя к созданию первого в мире биоуправляемого протеза кисти (Kobrinskiy, Gurfinkel, Breido et al, 1958) в Центральном НИИ Протезирования и Проте-зостроения (ЦНИИПП, Москва). В ЦНИИПП были в дальнейшем получены важные результаты в биомеханике ходьбы в норме и на протезах, нашедшие практическое применение в отечественном протезостроении (Гурфинкель, 1956; Славуцкий, Баскакова, 1971; Никитин, Зуевский, 1983; Витензон, Коновалова, 1984; Никитин, Фарбер, Морейнис, 1984; Фарбер, Витензон, Мо-рейнис, 1994).
Другим значительным центром изучения биомеханики ходьбы и ее применения в протезостроении являлся и по сей день является Ленинградский НИИ протезирования (ныне - Санкт-Петербургский научно-практический центр медико-социальной экспертизы, протезирования и реабилитации им. Г. А. Альбрехта).
Постоянное взаимодействие с протезной клиникой института позволяло в кратчайшие сроки проверять и внедрять новые разработки (Годунов, 1951; Шуляк, 1966; Менделевич, Старцева, 1971; Шуляк, Витковская, Шуле-нина, 1971; Великсон, Менделевич, Питкин, 1973; Уткина, Менделевич, Пит-кин, 1974; Менделевич, Питкин, Табаков, 1982; Менделевич, Питкин, Ар-жанникова, 1987; Рожков, Янковский, Сусляев et al, 2002; Щербина, Звона-рева, Курдыбайло et al, 2004).
Кинематические данные, предоставляемые фотограмметрией, и данные о реакциях опоры служат «входом» математической модели многозвенной системы, «выходом» которой являются силы и моменты, приложенные к ее звеньям. Математическая модель представляет собой систему уравнений обратной задачи динамики. Конкретная форма системы уравнений завесит от количества учитываемых звеньев и от принимаемых допущений о способе из соединения, геометрии масс, и ряда других. В большинстве алгоритмов используется принцип освобождения от связей и направление «снизу-вверх» в последовательном вычислении сил и моментов, действующих на каждый из сегментов тела, начиная со стопы (Meglan, Todd, 1994).
Участие колена в толчковой синергии
Синергические, то есть согласованные, скоординированные движения, наиболее заметны в исполнении циклических программ таких, как ходьба. Синергические движения требуют минимального управления и отслеживания только части степеней подвижности многозвенной системы, которую представляет собой тело человека (Бернштейн, 1947).
Идея о синергическом периодическом свободном и прерванном падении тела с восстановлением вертикальной координаты центра тяжести, как характерном атрибуте ходьбы, и свойства ходьбы, связанные с использованием гравитации и реакций опоры, заново открываются братьями Вебер (Weber, Weber, 1991), которые в середине XIX в. предсказывают появление современных баллистических моделей и шагающих машин (Collins, Ruina, Tedrakee?a/.,2005).
Исходная посылка в построении баллистических двуногих шагающих машин и состоит в рассмотрении ходьбы, как хорошо организованной после довательности падений, когда многие двигательные задачи выполняются силой тяжести и реакциями опоры, уменьшая необходимость в активном управлении (Mochon, McMahon, 1979; McGeer, 1990; Goswami, Espiau, Kera-mane, 1996; Dankowicz, Adolfsson, Nordmark, 2001). Данный подход признается в настоящее время более перспективным, чем известные попытки создания двуногих шагающих роботов, управляемых в течение всего цикла ходьбы и по всем степеням свободы, (Miura, Shimoyama, 1984; Yamaguchi, Kino-shita, Takanishi et ah, 1996).
В протезостроении обращение к баллистическим элементам ходьбы традиционно ограничивалось переносной фазой, когда протез не контактирует с опорой и нагрузка на культю минимальна (Johansson, Sherrill, Riley et al, 2005). Для фазы опоры, когда нагрузки на культю максимальны, преимущества баллистического описания ходьбы с целью возможного снижения нагрузок не использовались.
Начало систематическому и целенаправленному изучению и применению баллистической ходьбы в протезостроении было положено в наших работах о роли стопы, голеностопного и коленного суставов в норме (Питкин, 1975b; Питкин, 1975а; Питкин, 1977; Питкин, 1980; Питкин, 1984; Питкин, 1985). В последующих работах были разработаны протезы нового поколения типа Роллинг (Pitkin, 1994; Pitkin, 1995а), отличие которых заключается в целенаправленном восстановлении баллистической синергии ходьбы, отвечающей за остановку падения центра масс тела и создания толчкового импульса, необходимого для его последующего подъема.
При анализе многочисленных публикаций о биомеханике колена конструктору более чем в других вопросах, следует иметь собственный концептуальный фильтр для отбора практически полезных данных. Концептуаль ный фильтр, используемый в данном исследовании, включает следующие компоненты.
1. Признается избыточность и наличие адаптационных механизмов в системе управления движениями человека, помогающих компенсировать утрату части нижней конечности.
2. Ходьба в норме организована с максимальным использованием изометрических и концентрических сокращений мышц, что может быть эффективно использовано в протезостроении без привлечения внешних источников энергии.
3. Обкатка как способ движения в анатомических суставах полезна и для свободных, и для ограничиваемых движений, и, следовательно, может быть эффективно применена в конструкциях протезов.
Рассмотрим подгибание колена в фазу опоры на стопу и остановимся подробнее на разгибании, когда другая нога находится в начале фазы переноса. Отметим неадекватно малую активность мышц - разгибателей колена при данном антигравитационном движении. Этот феномен принадлежит к числу немногих широко воспроизводимых биомеханических результатов, как и другой: синхронное нарастание и падение электрической активности мышц-антогонистов, блокирующих коленный сустав (Славуцкий, Бороздина, 1969; Богданов, Гурфинкель, 1976; Gage, 1990; Rose, Gamble, 1994; Laaksonen, Ky-rolainen, Kalliokoski et al, 2006; Tseng, Liu, Finley et al, 2006).
Традиционное объяснение малой активности разгибателей колена состоит в следующем. После отрыва пятки от опоры во время ходьбы в норме равнодействующая реакция опоры (РРО) проходит кпереди от коленного и тазобедренного суставов. Такое расположение вектора РРО создает момент, который помогает разгибанию в колене (выпрямлению ноги), уменьшая потребность в работе мышц-разгибателей колена, в частности, четырехглавой мышца бедра.
Трохоидальная модель рессорной функции анатомической стопы
Трохоида плоская кривая, описываемая точкой окружности или прямой, катящейся без скольжения по другой окружности или прямой. В частном случае, когда окружность катится по прямой, траектория производящей точки называется циклоидой. В общем случае взаимного обкатывания окружностей различают гипотрохоиды и эпитрохоиды в зависимости от того, на какой из двух окружностей находится производящая точка: на внутренней или на наружной по отношению к базовой окружности (Shigley, Uicker, 1995). Если производящая точка лежит не на самой окружности, катящейся по прямой, а внутри или вне круга ею образованной, на расстоянии а от центра, параметрическое уравнение циклоиды и ее модификаций имеет вид х = acp-bsmq y = a-bcos(p где Ъ - радиус окружности. Варьируя параметры уравнения, можно получать кривые различной формы и с разнообразными характеристиками, полезными при синтезе механизмов (Spragg, Tesar, 1971). Мы будем применять этот подход при синтезировании суставов протеза, принимая за цель конструирования приближение к ключевым параметрам функционирования анатомических суставов нижней конечности. Первым объектом нашего рассмотрения будет рессорная функция стопы в норме.
Механический смысл рессорности стопы заключается в способствовании эффективному распределению энергии, затрачиваемому в процессе ло-комоции. Во время ходьбы кинетическая энергия останавливаемой ноги частично переходит в потенциальную энергию деформации стопы, смягчая удар пятки о поверхность движения. С другой стороны, от того, какое количество энергии смогла запасти стопа-рессора, и от того, какое количество энергии она отдаст в последующие фазы шага, зависит, насколько энергия упругой деформации поможет мышечным моментам сгибателей стопы. Последние участвуют в создании силы трения, необходимой для горизонтального продвижения. Таким образом, рессорность требуется как стопе-амортизатору, так и стопе-движителю.
Обратимся к ключевой характеристике рессорных свойств, зависимости нагрузка-удлинения, полученной для стопы в работе (Wright, Rennels, 1964) при следующей схеме эксперимента. Производилось нагружение вертикально расположенной голени сидящего испытуемого. Удлинение определялось как разность между длиной стопы под нагрузкой (Рис. 43) и длиной стопы в исходном ненагруженном состоянии. Измерение длины производилось рентгенологически при каждом новом значении действующей силы Р по расстоя нию между фиксированной точкой О пяточной кости и головкой первой плюсневой кости, точкой Сг. Зависимость нагрузка-удлинения представлена на графике (Рис. 43) сплошной линией.
Обращает на себя специфическая нелинейность данной зависимости. Пренебрегая упрочнением в начале нагружения, можно сказать, что до величины удлинения, равного 0.3 см, длина стопы увеличивается с ростом нагрузки довольно быстро. Затем кривая резко поднимается вверх, что свидетельствует о замедлении роста деформации с увеличением нагрузки. Другими словами, сопротивляемость стопы распластыванию возрастает.
Такое поведение анатомической стопы под нагрузкой представляется биологически оправданным, так как препятствует ее разрушению вследствие опасных силовых воздействий. Повышение общей жесткости стопы ведет также к возможности запасать потенциальную энергию деформации, что необходимо для искусственной стопы протеза. Покажем, что известные шар 2 нирные модели (Полиевктов, 1949; Hicks, 1953; Hicks, 1954; Hicks, 1955;
Hicks, 1956; Wright, Rennels, 1964; De Doncker, Kowalsky, 1970) не отражают этой важной особенности. Рассмотрим, например, традиционную шарнирную модель (Wright, Rennels, 1964), состоящую из стержней ОС и СС2 (Рис, 43). Заметим, что предложенное авторами положение шарнира в точке С с проекцией на таранную кость неудовлетворительно, так как в этом случае нельзя представить распластывание стопы под нагрузкой.
Поскольку наибольшая подвижность по данным рентгенографии наблюдается в ладьевидно-клиновидном сочленении, поместим шарнир в точку М. Пружина ОС2 моделирует подошвенную фасцию, самую мощную связку стопы, поддерживающую ее сводчатую форму. Согласно исследованиям упругих свойств данной связки (Yamada, 1970), считаем пружину ОС2 гуков-ской, с жесткостью /л = 300 кГ/см.
