Porovnání vybraných parametrů při přechodu přes schod u

Univerzita Palackého v Olomouci
Lékařská fakulta
Klinická kineziologie a kinezioterapie
Porovnání vybraných parametrů při přechodu přes
schod u transtibiálně amputovaných a zdravých
jedinců
Projekt vypracovaly: Bc. Barbora Paráková
Bc. Dana Petrová
Obsah
1 Souhrn
2 Úvod
2.1 Svalová aktivita během normální chůze
2.2 Vybrané poznatky o chůzi transtibiálně amputovaných
2.3 Charakteristika chůze po schodech
2.4 Vybrané poznatky o chůzi po schodech u transtibiálně amputovaných
3 Metodika
4 Výsledky měření
4.1 Průměrné násobky aktivačních hodnot
4.1.1 Interpretace výsledků tabulky 2.
4.2 Průměrné maximální násobky aktivačních hodnot
4.2.1 Interpretace výsledků tabulky 3.
4.3 Kinematické a dynamické veličiny
4.3.1 Interpretace dat získaných z posturografu (viz tabulka 4)
5 Diskuse
6 Závěr
7 Referenční seznam
8 Příloha
2
1 Souhrn
Chůze po schodech je součástí každodenních aktivit a vzhledem k vyšším nárokům
na posturálně – balančně – koordinační mechanismy se zdá být vhodnou aktivitou
pro odhalení větších funkčních možností u transtibiálně amputovaných. Studie vychází
z teoretických poznatků o chůzi po rovině a chůzi po schodech s ohledem na problematiku
chůze u transtibiálně amputovaných jedinců. Prioritním cílem této pilotní studie bylo porovnat
svalovou aktivitu vybraných svalů (m. glutaeus medius, m. rectus femoris, m. biceps femoris
caput longum a mm. adductorēs), dále potom porovnat celkovou dobu přechodu přes schod
a nakonec porovnat sílu zdvihu nákročné dolní končetiny a sílu dopadu druhostranné dolní
končetiny. Studie se zúčastnilo celkem 10 probandů, experimentální skupinu tvořili probandi
po TT amputaci a kontrolní skupinu představovali studenti Lékařské fakulty Univerzity
Palackého v Olomouci. K měření svalové aktivity byl použit polyelektromyograf firmy
Noraxon, typ Myosystem 1400 a pro stanovení kinematických a dynamických veličin byl
použit posturograf firmy NeuroCom, Balance master system (test „Step Up – Over“).
Z naměřených dat, i přesto, že vykazují značnou individuální variabilitu, se ukázalo,
že u jedinců po transtibiální amputaci jsou zvýšené nároky na m. biceps femoris a m. glutaeus
medius při přechodu přes schod a také zřejmější asymetrie v síle dopadu u transtibiálně
amputovaných ve prospěch amputované dolní končetiny.
Klíčová slova: transtibiální amputace, chůze po schodech, svalová aktivita, poly-emg,
posturograf
3
2 Úvod
Chůze po schodech je nezbytnou součástí každodenních činností (ADL) každého z nás.
Jedná se o komplex poměrně složitých posturálních, balančních a koordinačních aktivit.
Vzhledem k tomu, že při popisu chůze do schodů vycházíme z poznatků, které máme
o normální chůzi po rovině (chůze do schodů je velmi podobná chůzi po rovině), vycházíme
v této studii z teoretických podkladů o chůzi fyziologické a o chůzi transtibiálně
amputovaných (dále TT amputovaných).
Nezbytné schopnosti nutné k chůzi jsou: schopnost zaujmout vertikální posturu
a udržovat balanci a schopnost zahájit a udržovat rytmický krokový mechanismus. Tyto
základní schopnosti jsou závislé na následujících faktorech. Muskuloskeletní systém musí
poskytnout intaktní kostní tkáň, dobře fungující klouby a adekvátní svalovou sílu. Rovněž
velmi důležitý je normální svalový tonus, který je regulován a řízen z úrovně subkortikální.
Svalový tonus musí být dostačující k překonání gravitace, ale zároveň musí dovolit provedení
pohybu. Souhru mezi agonisty a antagonisty nutnou pro vykonání obratných pohybů
umožňuje reciproční inervace. Schopnost zaujmout vertikální posturu je dále závislá na zraku,
vestibulárním aparátu, sluchovém a senzomotorickém systému (http://sprojects.mmip.
mcgill.ca/gait/normal/intro.asp).
V případě TT amputace je přítomna absence funkce distální části jedné dolní končetiny
(omezená funkce muskuloskeletního i senzorického systému), která vede k alterovanému
pohybovému vzorci chůze po rovině, stejně jako při chůzi do schodů. Vzhledem k tomu,
že při chůzi po schodech jsou větší nároky na sílu a rozsah pohybů, stejně jako na balanci
a svalovou koordinaci, jedná se ideální aktivitu jak odhalit vyšší funkční možnosti TT
amputovaných (Christopher et al., 1997).
2.1 Svalová aktivita během normální chůze
Vzhledem k náročnosti pochopení jednotlivých cyklů chůze, jsou rozvedeny blíže
jednotlivé fáze „normálního“ krokového cyklu a aktivita vybraných svalových skupin v této
části práce. Cílem je tak ozřejmit úlohu daných svalů, aby bylo možno lépe pochopit, jaké
důsledky může mít pro daného jedince jednostranná TT amputace.
Krokový cyklus chůze rozlišuje Whittle (1997) na následující fáze: stojnou fázi, která
se dále dělí na 1. stádium postupného zatěžování (loading response), 2. mezistoj (mid-stance),
3. konečný stoj (terminal stance), 4. předšvih (pre-swing). A na švihovou fázi, která
4
je rozdělena do tří fází: 1. počáteční švih (initial swing) – odraz palce po úplné odlepení
chodidla, 2. mezišvih (mid-swing) – úplné odlepení chodidla po vertikálním postavení tibie,
3. konečný švih (terminal swing) – vertikální postavení tibie po dopad chodidla.
Při počátečním kontaktu umožňují svaly svou aktivitou plynulý postup a stabilizaci
kloubů, zatímco je současně zpomalována setrvačnost těla. Musculus (dále m.) glutaeus
maximus řídí flekční moment, který je produkován reakčními silami podložky (Gage, 1991).
M. glutaeus medius se připravuje na stabilizaci pánve (Ayyappa, 1997). Hamstringy brání
hyperextenzi v koleni a asistují při kontrole flekčního momentu v kyčli. M. tibialis anterior
zahajuje „heel rocker“ (zhoupnutí paty) (Gage, 1991).
Během fáze postupného zatěžování umožňují svaly svou aktivitou plynulý postup
a stabilizaci kloubů, zatímco je současně zpomalována setrvačnost těla. M. quadriceps
femoris svojí aktivitou brzdí flexi kolena a absorbuje náraz plynoucí z kontaktu s podložkou.
M. glutaeus maximus koncentrickým působením jako extenzor kyčle urychluje pohyb trupu
přes femur. Jeho aktivace prostřednictvím iliotibiálního traktu přispívá k extenzi kolene.
M. adductor magnus se podílí na postupu a na vnitřní rotaci pánve na stojící končetině.
M. glutaeus
medius
svou
excentrickou
aktivací
stabilizuje
pánev
a minimalizuje
kontralaterální pokles pánve (Gage, 1991).
Ve fázi mezistoje přispívají svaly svou aktivitou k plynulému postupu přes nepohyblivé
chodidlo, zatímco současně ovládají pozici gravitační síly vztahující se ke kyčli a koleni.
M. soleus, se aktivuje excentricky a zpomaluje dorziflexi v kotníku. M. quadriceps femoris
stabilizuje flektované koleno. Jeho působení ustává jakmile vektor reakční síly podložky míjí
vpředu koleno. M. glutaeus maximus přestává být aktivní v okamžiku, kdy vektor reakční síly
přechází posteriorně vzhledem ke kyčli (Gage, 1991). Aktivita kyčelních abduktorů
je nezbytná k zajištění kyčelní stability a vyvarování se nadměrného naklonění pánve
(pozitivní trendelenburg), m. glutaeus omezí naklonění pánve a stabilizuje pánev (Ayyappa,
1997).
Během konečného stoje zabezpečuje svalová aktivita dostatečné zrychlení a adekvátní
délku kroku. M. soleus omezuje dorziflexi za současné inverze v kloubu subtalárním
potřebnou k zajištění dostatečné stability vůči everzním silám. M. gastrocnemius, působí jako
akcelerátor, zamezuje pohybu tibie směrem dopředu a zahajuje plantární flexi kotníku.
Zabezpečuje tak potřebnou sílu k posunu končetiny a flexi kolene. Gastrosoleární komplex
zajišťuje více než 80 % akcelerační síly nutné k udržení „steady state“ chůze. M. tibialis
posterior působí silnou inverzi nezbytnou ke stabilizaci nohy proti silám konajícím everzi.
Peroneální svaly svojí aktivitou způsobují everzi, což přispívá k další stabilizaci nohy proti
5
inverzním silám. Dlouhé flexory prstů zpevňují metatarzophalangeální klouby, čímž se podílí
na zvětšení opory celé přední části nohy (Gage, 1991).
Svalová aktivita v průběhu švihové fáze začíná předšvihovou fází, kdy svalová aktivita
ukončuje fázi stoje a připravuje končetinu na švih. M. gastrocnemius v průběhu své krátké
aktivity odemyká kolenní kloub, takže flexe kolene může pokračovat. M. adductor longus
koncentrickou aktivitou posunuje stehno, protože pánev je nakloněná vůči linii postupu. Flexe
v koleni následuje setrvačnost tibie. M. rectus femoris se na svém distálním konci aktivuje
excentricky, čímž zpomaluje setrvačnost bérce, a koncentrická aktivita na proximálním konci
přispívá ke zvětšení flexe v kloubu kyčelním (Gage, 1991).
Při počátečním švihu zajišťuje svalová aktivace schopnost měnit rytmus a udržet
chodidlo ve vzduchu. Skupina flexorů kyčle (m. iliacus, m. adductor longus, m. sartorius,
m. gracilis) působí posun stehna dopředu, přičemž se aktivují ve spojení se setrvačností bérce
a přispívají tak k flexi v kloubu kolenním. M. biceps femoris (krátká hlava) zvětšuje flexi
v koleni, pokud jsou setrvačné síly nedostatečné (např. při pomalé chůzi). M. tibialis anterior
a dlouhé extenzory prstů pracují koncentricky a jako dorziflexory nazvedávají chodidlo
z plantární flexe (Gage, 1991).
Během mezišvihové fáze udržuje extenze v koleni a dorzální flexe v kotníku chodidlo
ve vzduchu, zatímco je tibie přesouvána do vertikálního postavení. V periodě mezi
zrychlením a zpomalením, nebo obráceně, setrvačné síly posouvají končetinu a je zapotřebí
velmi malá svalová aktivita (Gage, 1991). M. gracilis, sartorius, iliacus ukončují svoji aktivitu
časně, hamstringy asi uprostřed svojí aktivitou zpomalují stehno, m. glutaeus medius
je na ipsilaterální straně klidný (Ayyappa, 1997). M. tibialis anterior drží kotník v neutrálním
postavení a zabraňuje tak přepadnutí špičky (Gage, 1991).
Krokový cyklus končí fází konečný švih. Svalová aktivita ukončuje švih a připravuje
dolní končetinu na stojnou fázi. Flexory kyčle v tomto okamžiku obvykle nejsou aktivní.
Hamstringy působením na kyčel a koleno brzdí dopředu směřující švih stehna a bérce.
M. quadriceps femoris prostřednictvím extenze v koleni narovnává dolní končetinu pro
stojnou fázi. Svalová aktivita m. tibialis anterior podporuje neutrální postavení kotníku,
zabraňuje poklesu špičky a udržuje patu ve správném postavení nutném pro kontakt
s podložkou (Gage, 1991). Začíná se připravovat m. glutaeus maximus (Ayyappa, 1997).
2.2 Vybrané poznatky o chůzi transtibiálně amputovaných
Na první pohled zřejmou deviací chůze u TT amputovaných je asymetrická chůze
ve srovnání s nepostiženou populací. Délka kroku protetické končetiny u TT amputací
6
je o něco málo delší ve srovnání se zdravou končetinou. Doba trvání stojné fáze na protetické
straně je kratší, než na neamputované končetině, a proto švihová fáze na protetické straně trvá
déle. Čas opory na jedné končetině je 37 % krokového cyklu pro postiženou končetinu a 43 %
pro nepostiženou končetinu. Mezi důvody asymetrické chůze patří jednak sama protéza přilnavost lůžka, nastavení protézy a vlastnosti jednotlivých protetických komponent. Jednak
absence nervově-svalově-kostěných struktur, které protetické komponenty substituují. Další z
příčin asymetrické chůze může být i snaha předejít bolesti v oblasti pahýlu. Mezi sekundární
následky asymetrické chůze se řadí degenerativní změny v bederní páteři a kolenních
kloubech, popř. jiné následky přetěžování muskuloskeletního systému. Vzhledem k výše
uvedeným okolnostem je protetická chůze také mnohem více energeticky náročnější.
Uvádí se, že u TT amputovaných během stojné fáze je protetická končetina asi o 50 %
méně výkonnější, protože energie produkována protetickým chodidlem je zajištěna pouze
pasivními elementy a absorpce energie kolenními extensory jsou značně snížené.
Kompenzace ztráty síly m. triceps surae vede k tomu, že u osoby s TT amputací se změní
biomechanika jak protetické končetiny ve stojné fázi, tak nepostižené končetiny během
švihové fáze. Během stojné fáze se primární absorpce a zdroj energie přesouvá na extenzory
kyčle (ve fázi mezistoje jsou extenzory kyčle daleko víc aktivovány než na končetině zdravé).
Během švihové fáze se u zdravé končetiny podstatně zvyšuje svalová práce. Nadbytek
mechanické práce je nakonec přenesen na trup během konečného zpomalení ve švihové fázi.
Zvýšená „hybnost“ trupu dopředu kompenzuje ztrátu produkce síly protetickým chodidlem
(http://www.emedicine.com/orthoped/topic633.htm). Vzhledem k neschopnosti plantární
flexe protetickým chodidlem se při počáteční fázi kroku koleno flektuje méně než u zdravé
končetiny. Flexe kolene je také menší v konečné fázi kroku. Obvykle pohyb kolene
koordinuje pohyb chodidla (May, 2002). Smidt (1990) uvádí, že typ protetického chodidla
ovlivňuje pohyb i timing svalů kolene. Skupina probandů s podkolenní amputací při chůzi
provádí větší extenzi kyčle, flexi kolene a dorziflexi chodidla na neamputované straně,
zatímco mají menší flexi v kyčli a v koleni při stoji na postižené straně.
2.3 Charakteristika chůze po schodech
Jak již bylo v úvodu řečeno, při chůzi do schodů se setkáváme s podobným vzorcem
svalové aktivity jako při chůzi po rovině. McFadyen & Winter (1988) rozdělili stojnou fázi při
výstupu do schodů na 3 části: přenesení hmotnosti (weight acceptance), vyzdvihnutí se (pullup) a dopředný pohyb (forward continuance). Normální vzor chůze do schodů ukazuje
7
dominantní úlohu kolene během 1. a 2. fáze, podpůrnou funkci mají kyčel a kotník. Během 3.
fáze má hlavní úlohu kotník, s relativně malou „pomocí“ kolene a kyčle. Svaly dolní
končetiny podílející se majoritně na chůzi do schodů a ze schodů jsou dorzální a plantární
flexory, m. glutaeus medius, hamstringy, m. iliopsoas a m. quadriceps femoris (viz tabulka
1.). Chůze do schodů začíná zvednutím nohy nahoru aktivací m. iliopsoas, který vynese nohu
proti gravitaci na schod. M. rectus femoris svoji aktivitou v této fázi pomáhá při flexi stehna
a excentricky zpomaluje flexi kolene. Pro fázi vyšvihnutí se na schod je nutná extenze, aby se
těžiště těla přesunulo na další schod. Extenze je zejména generována v kolenním kloubu –
dochází k minimální spolupráci z kyčle. Naproti tomu je aktivní m. glutaeus medius, aby
přenesl trup přes končetinu. Při chůzi ze schodů je zapotřebí minimální svalové aktivity
v kyčli (McFadyen & Winter, 1988). Hamill & Knutzen (1995) uspořádali aktivitu svalů
při chůzi po schodech do tabulky 1.
Tabulka 1. Aktivita svalů při chůzi po schodech (Hamill & Knutzen, 1995).
Svaly
Fáze
výstupu
sestupu
dorzální flexory
*
*
gluteus medius
**
*
hamstrings
*
*
iliopsoas
**
*
plantární flexory
**
**
quadriceps
***
**
Legenda
*
nízká aktivita
**
střední aktivita
***
vysoká aktivita
Riener et al. (2002) uvádí, že výška schodů schodiště je důležitou charakteristikou
ovlivňující časové a kinematické parametry chůze. Z výsledků jejich studie vyplývá:
- parametry krokového cyklu, stojná fáze byla mezi 59,6 a 63,7 % doby krokového
cyklu, během sestupu se stojná doba procentuálně postupně snižovala s rostoucím se sklonem
schodů, zatímco během výstupu se stojná doba zvyšovala pouze nepatrně se sklonem schodů;
rozdíly byly také pozorovány v trvání krokového cyklu, byly signifikantně vyšší během
výstupu než sestupu, dávali najevo tendenci k zvyšování se zvyšujícím se sklonem pouze
během výstupu,
8
- reakce podložky, signifikantní závislost byla pozorována pouze ve vertikální
komponentě během začátku stoje a sestupu, kde zvětšení reakčních sil mezi minimálním
a maximálním sklonem byl 14,8 %; dráha „center of pressure“ (COP) během vzestupu
a sestupu byla limitována 10 cm v metatarzální oblasti; trajektorie byla typicky
charakterizována brzkým obráceným vývojem (ve vztahu k noze) následovaná dopředným
vývojem; zajímavé bylo, že délka COP dráhy se neměnila signifikantně, ačkoli se krok
zmenšoval se zvyšujícím se sklonem.
Velká část studie byla věnována úvaze o zákonu zachování energie při přechodu
přes schod. Během výstupu se práce skládá primárně z přenosu svalové energie v potenciální
(gravitační) energii těla, zatímco během sestupu, má být potenciální energie absorbována
svaly. Tento proces je během sestupu dosažen přeměnou potenciální energie v kinetickou toto se odehrává během švihové fáze, je to vlastně balistický pohyb, téměř všechna
akumulovaná kinetická energie má být absorbována v následném kontaktu nohy. Přímý
důsledek je, že během „loading response“ fáze jsou reakce sil podložky značně vyšší během
sestupu než během výstupu. Během výstupu se nejdůležitější fáze produkce energie odehrává
v „push up“ fázi, kde reakce sil podložky jsou vyšší než během sestupu. Během výstupu
se velká síla produkovaná kyčelním a kolenním kloubem stane ideální po kontaktu nohy
a vrcholu v 14-20 % (loading response fáze) doby krokového cyklu. Síla produkovaná
kotníkem se objevuje značně později, s vrcholem v 58 % krokového cyklu. Zajímavé je,
že během této fáze tam nebyla signifikantní aktivita (ani moment ani síla) v kyčli a kolenním
kloubu, na rozdíl od EMG záznamu. Studie také prokázala potřebu zvětšujících se kloubních
rozsahů všech kloubů (kyčel, koleno, kotník) s rostoucím sklonem schodiště.
2.4 Vybrané poznatky o chůzi po schodech u transtibiálně amputovaných
Christopher et al. (1997) uvádí, že při chůzi do schodů u TT amputovaných dochází
k větší flexi kyčelního kloubu a anteriornímu posunu pánve, čímž se facilituje vzestup těžiště
přes kotník. Posturální stabilita podle něj byla u TTA udržena s o 20 % vyššími nároky
na extenzory kyčle. Vyšší nároky jsou údajně na extenzory kyčle i při naklánění trupu
dopředu, aby byla zvýšena progrese přes protetické chodidlo. Aktivitu m. rectus femoris
autoři považovali pouze za doprovodnou aktivitu k vastus lateralis, který je u TT
amputovaných aktivní při stojné fáze pro jeho stabilizační funkci. Během sestupu ze schodů
jsou vyšší nároky na kolenní svaly, než na kyčelní svaly. Dochází k excentrické kontrakci
m. quadriceps femoris během stojné fáze, která slouží ke snížení těžiště směrem k dalšímu
9
schodu. U TT amputovaných je nižší flexe v kolením kloubu ve prospěch zvýšené flexe
v kyčelním kloubu.
Podle Yack et al. (1999) je u kolene na amputované straně snížen jak moment, tak síla,
ve srovnání s neamputovanou dolní končetinou. Naproti tomu u kyčle na amputované straně
jsou momenty a síly zvýšeny ve srovnání s neamputovanou dolní končetinou. Během stojné
fáze u jednostranných TT amputacích při výstupu do schodů je zjevná dominantní úloha
extenzorů kolene na neamputované straně, stejně jako u kontrolní skupiny neamputovaných.
Na amputované straně je zřejmá dominantní strategie extenzorů kyčle. Rozdíly jsou zřejmé
jak u momentů kolenního kloubu, tak u sil. Momenty sil v kotníku na amputované straně byly
stejné jako na neamputované straně a u kontrolních subjektů. Toto reflektuje skutečnost,
že přenos hmotnosti na chodidlo je velmi podobný u obou dolních končetin. Jakmile se objeví
přenos hmotnosti, musí zároveň dojít k protipohybu v kotníku, aby nedošlo k nadměrné
dorziflexi. U intaktní končetiny je tento moment generován plantiflexory. Na amputované
straně vychází tento moment ze strukturální integrity protézy – jedná se o pasivní fenomén.
Nicméně síla v kotníku je jiná na amputované a neamputované straně a u kontrolních
subjektů. Velmi snížená síla na amputované straně reflektuje realitu, že pohyb v kotníku
je omezen protézou a generovaná energie nemůže být vyšší než energie absorbovaná.
Yack et al. (1999) se ve studii zabývali také srovnáváním fyzikálních veličin mezi
kontrolní skupinou a skupinou TT amputovaných. Uvádí, že celková energie generovaná
ve všech třech kloubech je mnohem menší na amputované straně. Z čistě mechanického
pohledu by se zdálo, že amputovaní jsou schopni překonat schody mnohem ekonomičtěji, než
kontrolní skupiny. Ale opak je pravdou - vyšší metabolické nároky amputovaných nejsou
zřejmé z mechanické analýzy (McFadyen & Winter, 1988).
10
3 Metodologie
Studie se zúčastnilo celkem 10 probandů. Soubor probandů byl rozdělen na 2 základní
skupiny, kde první, experimentální skupinu představovali probandi po TT amputaci a druhou
kontrolní skupinu představovali studenti Lékařské fakulty Univerzity Palackého v Olomouci.
První skupinu tvořili celkem tři TT amputovaní. Průměrná doba užívaní protézy byla 22 let
(10 let, 11 let, 45 let). Příčina amputace byla ve dvou případech trauma a v jednom případě
vaskulární insuficience. Každý proband měl během studie typ protetického chodidla, jaký
běžně užívá. Všichni TT amputovaní účastníci neudávali žádné bolesti v oblasti pahýlu nebo
jiné části těla. Probandi dále uvedli, že při chůzi se cítí jistě, jen jeden z nich potřebuje
při delší chůzi hůlku. Jen jeden amputovaný uvedl onemocnění interního charakteru –
poruchu funkce štítné žlázy, jinak poruchy pohybového aparátu, popř. jiná onemocnění
se v experimentální skupině nevyskytují. Kontrolní skupina byla tvořena 7 studenty
bez objektivních pohybových omezení a potíží.
Cílem studie bylo porovnání svalové aktivity vybraných svalů a porovnání vybraných
dynamických a kinematických veličin u kontrolní a experimentální skupiny při přechodu
přes schod o výšce 10cm. Kontrolní skupinu byla rozdělena na dvě podskupiny, kdy první
podskupina (3 probandi) přecházela, stejně jako experimentální skupina schod o výšce 10cm
a druhá (4 probandi) schod o výšce 20cm.
K měření svalové aktivity byl použit polyelektromyograf firmy Noraxon, typ
Myosystem 1400. Svalová aktivita byla snímána bipolárními povrchovými elektrodami
umístěnými na předem řádně očištěném svalovém bříšku vybraného svalu. Na základě studie
Christopher et al. jsme zvolily m. glutaeus medius, m. adductor magnus (svaly stabilizující
pánev ve frontální rovině), m. biceps femoris, a m. rectus femoris (dvoukloubové svaly
umožňující pohyb kyčle a kolene ve frontální rovině). Pro stanovení kinematických
a dynamických veličin byl použit posturograf firmy NeuroCom, Balance Master system – test
„Step Up – Over“ (dynamická veličina: síla dopadu, kinematická veličina: rychlost
přechodu.). Přechod přes schod byl realizován třikrát pro každou dolní končetinu zvlášť, první
levá dolní končetina, druhá pravá dolní končetina.
K vlastnímu vyhodnocení EMG záznamu jsme si zvolily vždy třetí pokus přechodu
přes schod pro levou i pravou dolní končetinu (DK) – vycházely jsme z předpokladu,
že při třetím pokusu se již probandi adaptovali na daný pohybový úkol. Přechod přes schod
byl rozdělen na dvě části: za 1. výstup na schod a za 2. sestoupení ze schodu. Jako kriterium
11
rozdělení přechodu na dvě fáze byl moment, kdy se kolena stojné a švihové dolní končetiny
míjela.
Ke zpracování a vyhodnocení záznamů byl použit program systému MyoResearch.
Získaný elektromyografický signál byl rektifikován a vyhlazen (RMS 25). Vyhodnocovaly
jsme vždy část přechodu zvlášť (výstup a sestup ze schodů). Každou část jsme rozdělily
na dílčí fáze o délce 50ms (stepy) – nejmenší možné pro následné zpracování v programu
Microsoft Office Excel. Za aktivní byl považován sval, jestliže jeho naměřená aktivita
(MEAN) byla větší než klidová hodnota plus dvě směrodatné odchylky (aktivační hodnota).
Průměrná klidová hodnota byla vypočítána u každého probanda z 20 sekundového záznamu
(při klidném stoji), který byl rozdělen na 500ms stepy.
Předpokládali jsme, že u TT amputovaných bude vyšší svalová aktivita vybraných svalů
kolem kyčelního kloubu, při přechodu přes schod nákročnou amputovanou DK a to vzhledem
k absenci části bérce, hlezna a chodidla. Funkce aktivních (svalstvo) a pasivních (šlachy
a vazivová tkáň) komponent distální části dolní končetiny hrají významnou úlohu
pro adekvátní a zejména co nejekonomičtější lokomoci. Proto jsme předpokládaly, že tyto
funkce budou substituovány v oblasti kyčelních svalů. Na základě studie Christopher et al.
jsme očekávaly zejména vyšší aktivitu extenzorů kyčle a navíc jsme předpokládaly vyšší
nároky na stabilizátory pánve.
Dílčím cílem studie bylo porovnat parametry získané z posturografu, jednalo se Lift-Up
Index [% - relativní hmotnost těla]
(maximální síla zdvihu nákročné dolní končetiny),
Movement Time [s] (celková doba přechodu – měřeno od přenesení hmotnosti
na nenákročnou dolní končetinu k okamžiku došlapu nákročné dolní končetiny na podložku)
a Impact Index [% - relativní hmotnost těla] (maximální vertikální síla dopadu v momentě,
kdy nenákročná dolní končetina dopadne na podložku).
Zajímalo nás zejména, zda při přechodu přes schod bude zřejmý podobný trend jako při
chůzi TT amputovaných po rovině, kdy je popisována chůze asymetrická ve prospěch (stojné)
neamputované dolní končetiny při stojné fázi.
Dále jsme chtěly v naší studii porovnat výše uvedené parametry při přechodu přes schod
o výšce 10cm a 20cm. Zajímalo nás, jak se bude lišit přechod přes schod o výšce 10cm
TT amputovanými a přechod o výšce 20cm zdravými jedinci. Zda bychom mohly eventuální
náročnost přechodu přes schod amputovanými vztáhnout například k vyššímu schodu.
12
4 Výsledky měření
Pro vyhodnocení a interpretaci naměřených dat jsme zvolily průměrné násobky
aktivačních hodnot (viz tabulka 2.), průměrné maximální násobky aktivačních hodnot
(tabulka 3.) a data získaná z posturografu (tabulka 4.).
4.1 Průměrné násobky aktivačních hodnot
Tabulka 2. Průměrné násobky aktivačních hodnot.
Legenda: sin – sinister, dx – dexter, GM – m. gluteus medius, Add – mm. adductorēs, RF – m. rectus femoris,
BF – m.biceps femoris, (P) – pravá DK amputovaná, (L) – levá DK amputovaná, L – přechod přes schod
nákročnou levou dolní končetinou, P – přechod přes schod nákročnou pravou dolní končetinou
4.1.1 Interpretace výsledků tabulky 2.
U obou kontrolních skupin zdravých probandů při výstupu na schod je vyšší hodnota
m. biceps femoris na nákročné končetině ve 3 ze 4 případů. Průměrné hodnoty amputovaných
se s tímto poznatkem shodovaly v obou případech (pravá i levá na schod). Při výstupu
amputovanou DK na schod je vyšší hodnota m. biceps femoris na kontralaterální
(neamputované) DK ve 2 ze 3 případů. Při sestupu studentů ze schodu jsou vyšší hodnoty
m. biceps femoris na stojné DK ve 3 ze 4 případů. Průměr hodnot u amputovaných podpořil
toto jedním pokusem (levá DK stojná - dolů pravá DK). Při sestupu ze schodu má m. biceps
femoris stojné neamputované DK vyšší hodnoty než švihová amputovaná ve 2 ze 3 případů.
U studentů při výstupu na schod je vyšší hodnota m. glutaeus medius nákročné DK ve 3
ze 4 případů. Průměrné hodnoty amputovaných toto splňovaly v případě pravou DK na schod.
Při bližším studiu, při výstupu amputovanou DK byly vyšší hodnoty m. glutaeus medius
na straně amputace ve 2 ze 3 případů. Pozorujeme vyšší hodnoty bilaterálně v obou situacích
při výstupu amputovaných oproti kontrolní skupině studentů na 10cm schod. Při sestupu
ze schodu u studentů jsou vyšší hodnoty m. glutaeus medius stojné DK ve 3 ze 4 případů.
U průměrných hodnot amputovaných je tomu v jednom případě pravá stojná – dolů levá DK.
13
Pokud je stojná DK neamputovaná, je vyšší hodnota m. glutaeus medius na kontralaterální
(amputované) straně při sestupu ve 2 ze 3 případů.
Pro výstup na schod levou i pravou DK u studentů je vyšší aktivita m. rectus femoris
nákročné DK ve 2 případech ze 4. U průměrných hodnot amputovaných byla vždy vyšší
aktivita m. rectus femoris nákročné DK. Při výstupu amputovanou DK na schod je vyšší
hodnoty homolaterálního m. rectus femoris ve 2 ze 3 případů. Při výstupu neamputovanou
DK na schod je vyšší aktivita homolaterálního m. rectus femoris ve 2 ze 3 případů.
Při sestupu studentů je poměr vyšší aktivity m. rectus femoris stojné DK a švihové 2:2.
U průměrných hodnot amputovaných je vždy vyšší aktivita m. rectus femoris stojné DK.
Při sestupu amputovaných, pokud je stojná amputovaná, je vyšší hodnota m. rectus femoris
na kontralaterální (neamputované) straně ve 2 ze 3 případů. Pokud je stojná neamputovaná
je vyšší aktivita homolaterálně ve 2 ze 3 případů.
Při výstupu studentů je zvýšená hodnota mm. adductorēs nákročné DK ve 3 ze 4
případů. Průměrné hodnoty amputovaných s tímto souhlasily při výstupu pravou DK na
schod. Při výstupu amputovanou DK je vyšší aktivita mm. adductorēs na kontralaterální
(neamputované) straně ve 2 ze 3 případů. Při výstupu neamputovanou DK je vyšší hodnota
homolaterálních mm. adductorēs ve 2 z 3 případů. Při sestupu studentů ze schodu je vyšší
aktivita adduktorů stojné DK ve všech čtyřech případech. U průměrných hodnot
amputovaných je vyšší aktivita mm. adductorēs na stojné DK při pravá DK stojná - dolů levá
DK.
4.2 Průměrné maximální násobky aktivačních hodnot
Tabulka 3. Průměrné maximální násobky aktivačních hodnot
Legenda: sin – sinister, dx – dexter, GM – m. gluteus medius, Add – mm. adductorēs, RF – m. rectus femoris,
BF – m.biceps femoris, (P) – pravá DK amputovaná, (L) – levá DK amputovaná, L – přechod přes schod
nákročnou levou dolní končetinou, P – přechod přes schod nákročnou pravou dolní končetinou
Průměrné hodnoty maximálních násobků aktivační hodnoty byly vypočítány z hodnot,
které jsou uvedeny v příloze 1.
14
4.2.1 Interpretace výsledků tabulky 3.
Při výstupu na schod jsou větší průměrné maximální hodnoty m. biceps femoris
bilaterálně při přechodu levou i pravou DK na schod u amputovaných oproti oběma souborům
studentů. Při sestupu z 20cm schodu v kontrolní skupině pozorujeme vyšší hodnoty m. biceps
femoris bilaterálně oproti 10cm.
Pro výstup pravou i levou DK na 20cm schod u studentů jsou průměrné maximální
hodnoty m. glutaeus medius větší bilaterálně oproti 10cm. Sledujeme taktéž zvýšené hodnoty
m. glutaeus medius bilaterálně při sestupu z 20cm oproti 10cm schodu.
Při výstupu na schod pravou i levou DK vykazují všechny tři skupiny větší hodnoty
stejnostranného m. rectus femoris. Při sestupu z 20cm schodu znovu pozorujeme vyšší
hodnoty m. rectus femoris bilaterálně oproti 10cm (kromě m. rectus femoris l. dx. při sestupu
z 20cm schodu levá nákročná - pravá dolů).
Opět pozorujeme vyšší hodnoty mm. adductorēs při výstupu na 20cm schod oproti 10cm
pravou i levou DK. Vidíme vyšší hodnoty mm. adductorēs bilaterálně při sestupu z 20cm
oproti 10cm schodu (kromě m. adductor l. dx. při sestupu z 20cm schodu levá DK nákročná –
pravá DK dolů).
Při pohledu na hodnoty pro výstup i sestup oběma DK u skupiny studentů při přechodu
přes 20cm schod a u souboru amputovaných pozorujeme značně vyšší hodnoty u m. biceps
femoris u amputovaných oproti studentům při výstupu, při sestupu je také tendence těchto
vyšších hodnot, a to ve 3 ze 4 případů.
Při porovnávání průměrných maximálních násobků aktivačních hodnot pro daný sval
(viz. tabulka 3.) a průměrných násobků aktivačních hodnot (viz. tabulka 2.) shledáváme
následující rozdíly. Sledujeme průměrné hodnoty studentů při přechodu přes 20cm, 10cm
schod a amputovaných při přechodu přes 10cm schod.
M. biceps femoris bilaterálně vykazuje při výstupu pravou i levou DK na schod u všech
souborů podobné změny velikosti aktivace. V obou pozorovaných hodnotách je velmi
výrazná hodnota levého m. biceps femoris při přechodu levou DK na schod u souboru
amputovaných. M. biceps femoris bilaterálně vykazuje při sestupu pravou i levou DK stejné
změny v obou pozorovaných hodnotách.
M. glutaeus medius bilaterálně při výstupu pravou i levou DK na schod vykazuje u
všech souborů podobné změny velikosti aktivace. V sledovaných hodnotách pozorujeme
zvýšené hodnoty m. glutaeus medius bilaterálně v obou typech sestupu (pravá DK dolů, levá
DK dolů) z 20cm oproti 10cm schodu. Při sestupu pravá DK stojná – levá DK dolů jsou větší
15
hodnoty pravého m. glutaeus medius u všech třech skupin probandů jak v průměrných
násobcích aktivační hodnoty, tak v průměrných maximálních násobcích aktivačních hodnot.
V opačném případě (levá DK stojná – pravá DK dolů) je větší hodnota levého m. glutaeus
medius pouze při sestupu z 20cm schodu obou pozorovaných hodnotách..
Průměrné násobky aktivačních hodnot (viz. tabulka 2.) jsou při výstupu pravou i levou
DK nahoru u všech třech skupin vyšší hodnoty stejnostranného m. rectus femoris (kromě
levého m. rectus femoris při výstupu levou DK na 10cm schod). Průměrné maximální
násobky aktivačních hodnot (viz. tabulka 3.) pro daný sval jsou při výstupu pravou i levou
DK nahoru u všech třech skupin vyšší hodnoty stejnostranného m. rectus femoris. V obou
tabulkách pozorujeme vyšší hodnoty m. rectus femoris bilaterálně pro sestup z 20cm schodu
oproti 10cm.
Hodnoty průměrných násobků aktivačních hodnot (viz. tabulka 2.) mm. adductorēs na
nákročné DK (kromě průměrné hodnoty amputovaných levou DK na schod) jsou při výstupu
vyšší. V případě průměrných maximálních násobků aktivačních hodnot (viz. tabulka 3.) platí
tento trend pouze při přechodu pravou DK na schod u všech třech souborů. Při sestupu ze
schodu, sledujeme vyšší průměrné násobky aktivačních hodnot (viz. tabulka 2.) u mm.
adductorēs na stojné DK (kromě průměrné hodnoty amputovaných levá DK stojná – dolů
pravá). V případě maximálních násobků aktivačních hodnot (viz tabulka 3.) platí toto pravidlo
pouze při sestupu pravá DK stojná – dolů levá DK u všech třech souborů.
4.3 Kinematické a dynamické veličiny
Tabulka 4. Data získaná z posturografu.
Legenda: L – přechod přes schod nákročnou levou dolní končetinou, P – přechod přes schod nákročnou pravou
dolní končetinou, levá - přechod přes schod nákročnou levou dolní končetinou , pravá - – přechod přes schod
nákročnou pravou dolní končetinou
16
4.3.1 Interpretace dat získaných z posturografu (viz tabulka 4)
Lift Up Index je nejvyšší u kontrolní skupiny při přechodu přes schod o výšce 20cm
pravou DK ve srovnání se všemi hodnotami naměřenými při přechodu 10cm schodu. U obou
kontrolních skupin je průměrný Lift Up Index větší pro pravou nákročnou dolní končetinu.
V případě experimentální skupiny je Lift Up Index u pravostranně amputovaných větší pro
neamputovanou dolní končetinu (v obou případech je rozdíl 10 %), ale u pravostranně TT
amputovaného probanda je tomu naopak (rozdíl je 2 %).
Celková průměrná doba přechodu přes schod byla největší u experimentální skupiny ve
srovnání s kontrolními skupinami nezávisle na tom, která DK byla nákročnou. Z našich
naměřených dat jasně nevyplývá, že by strana amputace ovlivnila jednostranně rychlost
přechodu. Proband 1 po pravostranné amputaci přecházel rychleji přes pravou dolní končetinu
(rozdíl 0,47 sec), proband 2 přecházel rychleji také přes pravou dolní končetinu, ačkoliv
je levostranně amputovaný a proband 3 přecházel rychleji levou dolní končetinou
při levostranné amputaci.
Průměrná hodnota Impact indexu v kontrolní skupině je větší při přechodu přes schod
o výšce 20 cm. Co se týče TT amputovaných je Impact index ve všech třech případech větší
při dopadu na amputovanou DK (přechod přes nepostiženou DK). Všechny rozdíly (mezi
přechodem pravou a levou dolní končetinou) hodnot Impact Indexu jsou u experimentální
skupiny větší než u kontrolní.
5 Diskuse
Chůze spočívá v cyklickém vzoru pohybů těla, které se stále opakují, krok za krokem.
Proto se při popisu chůze se vychází z předpokladu, že následující krokové cykly jsou stejné.
Musíme ale zdůraznit, že tento předpoklad není vyloženě přesný. Nehledí na mnohonásobné
variace, které se vyskytují mezi různými jednotlivci nebo u toho samého jedince
(Smidt, 1990). Z této krátké studii je zřejmá značná individuální variabilita aktivity mezi
všemi účastníky výzkumu.
Výsledky našich dat podpořily předpoklad zvýšených nároků na svalovou aktivitu
při chůzi přes 20cm schod oproti 10cm (pro výstup – mm. gluteī mediī a mm. adductorēs
bilaterálně, pro sestup – mm. biceps femoris, gluteī mediī, rectus femoris, adductorēs
bilaterálně).
17
Dále jsme prokázaly zvýšené nároky na m. biceps femoris a m. glutaeus medius
u amputovaných při přechodu přes schod. Tyto naše závěry se shodují i s výsledky studie
McFadyena & Wintera (1988) a Christophera et al. (1997). McFadyen & Winter (1988) také
poukázali na to, že během stojné fáze při výstupu do schodů je zjevná dominantní úloha
extenzorů kolene na neamputované straně. I v naší studii pozorujeme, že při výstupu
amputovanou DK na schod je vyšší hodnota m. biceps femoris na kontralaterální
(neamputované) DK ve 2 ze 3 případů. Výsledky našich měření vykazují vyšší průměrné
maximální hodnoty (m. biceps femoris bilaterálně) amputovaných při přechodu přes schod
než u studentů při přechodu 20cm schodu.
Také nás zaujalo, že pro výstup i sestup ze schodu pro obě DKK u studentů je poměr
průměrných hodnot m. rectus femoris nákročné a kontralaterální 2:2. U průměrných hodnot
amputovaných byla při výstupu i sestupu vždy vyšší aktivita m. rectus femoris nákročné DK.
Christopher et al. (1997) ve své studii považoval aktivitu m. rectus femoris pouze
za doprovodnou k vastus lateralis, který je u TT amputovaných aktivní při stojné fázi pro jeho
stabilizační funkci. I naše data potvrzují, že m. rectus femoris by mohl plnit pouze funkci
doprovodnou k m. vastus lateralis v intaktním pohybovém aparátu, ale při zvýšených
pohybových nárocích v případě amputace se již zapojuje vždy.
Při srovnávání časových parametrů přechodu přes schod se nepotvrdila naše
domněnka, že strana amputace ovlivní rychlost přechodu u TT amputovaných ve prospěch
přechodu přes neamputovanou dolní končetinu. Vzhledem k datům, která jsme naměřily
u všech probandů, se zdá být značná individuální variabilita v rozdílech celkového doby
přechodu (rozdílem se myslí rozdíl mezi dobou přechodu levou dolní končetinou a pravou
dolní končetinou). Je možné, že je tento rozdíl ovlivněn mírou dominance jedné dolní
končetiny.
Průměrná hodnota Impact indexu v kontrolní skupině je větší při přechodu přes schod
o výšce 20cm. Co se týče TT amputovaných je Impact index ve všech třech případech větší
při dopadu na amputovanou DK (přechod přes nepostiženou DK). U experimentální skupiny
také vychází nejvyšší rozdíly (u všech třech probandů) mezi oběma dolními končetinami.
Z těchto údajů vyplývá, že TT amputovaní dopadnou, jak jsme předpokládaly, větší silou
na podložku (v konečné fázi přechodu přes schod) při dopadu na amputovanou dolní
končetinu. Zdá se, že tento výsledek odpovídá poznatkům ze studie Riener et al. (2002), která
se věnuje zákonu zachování energie při přechodu přes schod. Riener et al. mimo jiné uvádí,
že téměř všechna akumulovaná kinetická energie při sestupu ze schodu má být absorbována
v následném kontaktu nohy o podložku. Aby to bylo možné, je zapotřebí při přenesení
18
hmotnosti z jedné končetiny na druhou protipohybu v kotníku, aby nedošlo k nadměrné
dorziflexi (Yack et al., 1999). U intaktní končetiny je tento moment generován aktivně
plantiflexory, ale na amputované straně vychází moment ze strukturální integrity protézy
(z pasivních komponent). Proto je síla v kotníku jiná na amputované a neamputované straně
a u kontrolních osob. Vzhledem k tomu, že absorbovat reakční síly podložky je jednou
ze základních vlastností lidského chodidla, je zřejmé, že absorpční schopnosti protetického
chodidla jsou sníženy. Tato studie podporuje tvrzení, že velmi snížená síla na amputované
straně reflektuje realitu, že pohyb v kotníku je omezen protézou a generovaná energie nemůže
být vyšší než energie absorbovaná.
Zajímavé je, proč se průměrné hodnoty aktivity svalů u amputovaných při přechodu
přes schod pravá nákročná více shodují s kontrolní skupinou studentů, než při přechodu levou
DK. Je možné, že je to způsobeno adaptací na daný pohybový úkol. Otázkou však zůstává,
do jaké míry jsou ovlivněny všechny naměřené parametry mírou dominance jedné dolní
končetiny.
6 Závěr
Tato pilotní studie nás utvrdila v předpokladu, že přechod přes schod je velmi složitý
a komplexní proces, který je značně individuální. Při vyhodnocování výsledků se musí
zohlednit celá řada parametrů (stranová preference, morfologické a funkční patologie
pohybového aparátu, tělesná kondice, doba amputace, vlastnosti protetických komponent
a celá řada dalších). Studie představuje pouze jakýsi úvod do problematiky. I přesto se nám
podařilo prokázat a potvrdit určité trendy. Výsledky potvrdily zvýšené nároky na svalovou
aktivitu při chůzi přes 20cm schod oproti 10cm u zdravých jedinců. U TT amputovaných dále
se ukázaly zvýšené nároky na m. biceps femoris a m. gluteus medius při přechodu přes 10cm
schod. Tyto závěry potvrzují i výsledky studie McFadyena & Wintera (1988) a Christophera
(1997). Z měření na posturografu jednoznačně vyplývá, že je přítomna zřejmější asymetrie
v síle dopadu (Impact Index) u TT amputovaných ve prospěch amputované dolní končetiny.
19
7 Referenční seznam
AYYAPPA, E. Normal Human Locomotion, Part 2: Motion, Ground Reaction Force and
Muscle Aktivity. Journal of Prosthetics & Orthotics [online]. 1997, vol. 9(2), [cit. 2006-1215], pp. 42-57. Dostupné na WWW: <http://www.oandp.org/jpo/library/1997_02_049.asp>.
GAGE, J. R. Gait analysis in Cerebral Palsy. Oxford: Mac Keith Press, 1991.
CHRISTOPHER, M. et al. Stair ambulation in persons with transtibial amputation:
An Analysis of Seattle Light Foot. Journal Of Rehabilitation Research and Development,
1997, vol. 34, pp. 9-18.
HAMILL, J. & KNUTZEN, K. M. Biomechanical basis of human movement. Baltimore:
Lippincott Williams & Wilkins, 1995.
MAY, B. J. Amputations and Prosthetic a Case Study Approach. Philadelphia, F.A. Davis
Company, Second edition, 2002.
McFADYEN, B.J. & WINTER, D.A. An integrated biomechanical analysis of normal stair
ascent and descent. Biomechanics, 1988, vol. 21(9), pp. 733–744.
RIENER, R.; RABUFFETTI, M.; FRIGO, C. Stair ascent and descent at different
inclinations. Gait and Posture [online]. 2002, vol.15, pp. 32–44, [cit. 2006-11-12]. Dostupné
na WWW: <http://sprojects.mmip.mcgill.ca/gait/normal/intro.asp>.
WALTER, E. et al. Gait Analysis After Amputation. E-medicine [online]. 2004, [cit. 2006-1215]. Dostupné na WWW: <http://www. emedicine.com/orthoped/ topic633.htm>.
WHITTLE, W. M. Gait Analysis an Introduction. Second edition. Oxford: ButterworthHeinemann, 1997.
SMIDT, G. L. Gait in rehabilitation. New York: Church Livingstoneill, 1990.
YACK, J. H. Kinetic Patterns During Stair Ascent in Patients with Transtibial Amputations
Using Three Different Prostheses. Journal of Prosthetics & Othotics [online], 1999, [cit.
2006-11-12],
vol.
11/3.
Dostupné
org/jpo/library/1999_03_057.asp>.
20
na
WWW:
<http://www.oandp.
8 Příloha
Příloha 1. Jednotlivé maximální násobky aktivačních hodnot.
21