Porovnání vybraných parametrů při přechodu přes schod u transtibiálně amputovaných a zdravých jedinců

Transkript

1 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

2 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 Interpretace výsledků tabulky Průměrné maximální násobky aktivačních hodnot Interpretace výsledků tabulky Kinematické a dynamické veličiny Interpretace dat získaných z posturografu (viz tabulka 4) 5 Diskuse 6 Závěr 7 Referenční seznam 8 Příloha 2

3 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

4 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 ( 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

5 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

6 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

7 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 ( 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

8 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

9 - 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 % (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

10 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

11 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 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

12 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

13 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 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

14 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

15 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

16 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

17 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

18 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

19 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

20 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 ], pp Dostupné na WWW: < GAGE, J. R. Gait analysis in Cerebral Palsy. Oxford: Mac Keith Press, 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 HAMILL, J. & KNUTZEN, K. M. Biomechanical basis of human movement. Baltimore: Lippincott Williams & Wilkins, MAY, B. J. Amputations and Prosthetic a Case Study Approach. Philadelphia, F.A. Davis Company, Second edition, McFADYEN, B.J. & WINTER, D.A. An integrated biomechanical analysis of normal stair ascent and descent. Biomechanics, 1988, vol. 21(9), pp RIENER, R.; RABUFFETTI, M.; FRIGO, C. Stair ascent and descent at different inclinations. Gait and Posture [online]. 2002, vol.15, pp , [cit ]. Dostupné na WWW: < WALTER, E. et al. Gait Analysis After Amputation. E-medicine [online]. 2004, [cit ]. Dostupné na WWW: < emedicine.com/orthoped/ topic633.htm>. WHITTLE, W. M. Gait Analysis an Introduction. Second edition. Oxford: Butterworth- Heinemann, SMIDT, G. L. Gait in rehabilitation. New York: Church Livingstoneill, YACK, J. H. Kinetic Patterns During Stair Ascent in Patients with Transtibial Amputations Using Three Different Prostheses. Journal of Prosthetics & Othotics [online], 1999, [cit ], vol. 11/3. Dostupné na WWW: < org/jpo/library/1999_03_057.asp>. 20

21 8 Příloha Příloha 1. Jednotlivé maximální násobky aktivačních hodnot. 21