mięśniowego u pacjenta z mózgowym porażeniem dziecięcym

mięśniowego u pacjenta z mózgowym porażeniem dziecięcym

MODELOWANIE INŻYNIERSKIE nr 55, ISSN 1896-771X
WYKORZYSTANIE METOD MODELOWANIA
OBCIĄŻEŃ UKŁADU SZKIELETOWOMIĘŚNIOWEGO U PACJENTA Z MÓZGOWYM
PORAŻENIEM DZIECIĘCYM
Robert Michnik1a, Katarzyna Nowakowska1b, Jacek Jurkojć1c,
Katarzyna Jochymczyk-Woźniak1d, Ilona Kopyta2e,
Marek Mandera2f
Katedra Biomechatroniki, Politechnika Śląska
Górnośląskie Centrum Zdrowia Dziecka im. Jana Pawła II w Katowicach
a
[email protected], [email protected], [email protected],
d
[email protected], [email protected], [email protected]
1
2
Streszczenie
Wyznaczenie obciążeń układu szkieletowo-mięśniowego może wspomagać diagnostykę narządu ruchu oraz być
pomocne w procesie doboru metod leczenia i śledzenia jego postępów. Obecne na rynku metody pomiarowe uniemożliwiają dokonania bezpośrednich i nieinwazyjnych pomiarów obciążeń układu szkieletowo-mięśniowego. W artykule przedstawiona została metodyka identyfikacji sił mięśniowych pacjenta z mózgowym porażeniem, przy wykorzystaniu środowiska AnyBody. Otrzymane wyniki wybranych sił mięśni zestawiono z wynikami otrzymanymi
dla grupy pacjentów o chodzie prawidłowym oraz poddano analizie. Wskazano zależności pomiędzy zaburzeniami
kinematyki chodu, a niewłaściwym funkcjonowaniem aparatu mięśniowego kończyn dolnych.
Słowa kluczowe: AnyBody, BTS, kinematyczna analiza ruchu, modelowanie sił mięśniowych, mózgowe
porażenie dziecięce, optymalizacja, układ szkieletowo-mięśniowy
THE USE OF MUSCULOSCELETAL SYSTEM LOAD
MODELING METHODS IN PATIENT
WITH CEREBRAL PALSY
Summary
Determination of musculoskeletal system load may assist in diagnosis of locomotor system and help for choosing
method of treatment. The aim of the survey was to analyze the musculoskeletal system load during gait in patients with cerebral palsy. The paper presents a method for identification of muscle strength using simulation
software AnyBody Modeling System. The results of muscle strength for patient with cerebral palsy were compared
to the results for patients with normal gait.
Keywords: AnyBody, BTS, cerebral palsy, kinematic motion analysis, optimization, modeling of muscle forces,
musculoskeletal system
1. WSTĘP
Poruszanie się człowieka jest możliwe dzięki prawidłowemu
funkcjonowaniu
układu
szkieletowomięśniowego, w głównej mierze kończyn dolnych, sterowanego przez układ nerwowy. Urazy lub uszkodzenia
występujące w ich obrębie mogą skutkować pojawieniem
się patologii funkcji lokomocyjnych. Jednym z częściej
występujących schorzeń o podłożu neurologicznym jest
mózgowe porażenie dziecięce. Uszkodzenie ośrodków
74
Robert Michnik, Katarzyna Nowakowska, Jacek Jurkojć, Katarzyna Jochymczyk-Woźniak,
Jochymczyk Woźniak, Ilona Kopyta, Marek Mandera
kontroli ponadrdzeniowej, zlokalizowanych w pniu
mózgu, sprawiają,
awiają, że chód dzieci z mózgowym porażeporaż
niem znacznie odbiega od prawidłowego
go wzorca. Dzieci
z MPD nie są zdolne prawidłowo i w wystarczającym
stopniu kontrolować swojej motoryki. Mają osłabioną
równowagę, zaburzenia sensomotoryczne
ryczne i zaburzone
napięcie mięśniowe.
ęśniowe. Na rozwój nieprawidłowego wzorca
ruchowego pacjentów z MPD wpływa także brak
bra synergii
mięśniowej między agonistami i antagonistami. Chorym
często towarzyszą przykurcze mięśni powodujące podwichnięcia stawów [2].
Prawidłowa diagnostyka mózgowego porażenia,
p
ocena
stopnia nasilenia zaburzenia oraz dobór i monitorowanie
postępów leczenia lub rehabilitacji są dużym wyzwaniem
stawianym lekarzom oraz biomechanikom.
om. Niestety,
Niestety przy
wykorzystaniu dostępnych, doświadczalnych metod
badawczych stosowanych w biomechanice nie można
wykonać bezpośrednich i nieinwazyjnych pomiarów
obciążeń układu szkieletowo-mięśniowego
mięśniowego. Jednak dość
szybki
zybki rozwój biomechaniki w ostatnich latach przyczyprzycz
nił się do połączenia badań modelowych
elowych i metod optymalizacyjnych, co pozwoliło na opracowanie metodyki
wyznaczenia sił mięśniowych oraz reakcji na podstawie
modeli matematycznych ruchu [5,6,7,8
,8]. Ponadto na
rynku pojawiło się kilka systemów oprogramowania
przeznaczonych do tworzenia modeli
eli oraz analizy obciążeń układu szkieletowo-mięśniowego
mięśniowego człowieka. PrzykłaPrzykł
dem takiego systemu
mu jest środowisko AnyBody,
Any
które
powstało w Aalborg University.
ity. Umożliwia ono wykonanie analizy kinematycznej ruchów człowieka oraz identyident
fikację działania poszczególnych mięśni
mięśn szkieletowych
[1,9]. Uzyskane wyniki,, poparte innymi parametrami
para
chodu (kinematycznymi, czasowo-przestrzennymi)
przestrzennymi) oraz
wiedzą i doświadczeniem lekarza mogą przyczynić się do
uzyskania odpowiedzi na pytanie, które mięśnie pacjenta
pracująą w sposób nieprawidłowy. Jest to niezwykle
ważne w analizowaniu funkcji lokomocyjnych
lokomo
dzieci
z mózgowym porażeniem. Największym problemem
związanym z wyznaczaniem obciążeń układu szkieletowoszkieletowo
mięśniowego, przy wykorzystaniu modelu matematyczmatematyc
nego zaimplementowanego w systemie AnyBody,
Any
jest
weryfikacja uzyskiwanych wyników. Jest to związane
z faktem, iż obecnie nie jesteśmy w stanie dokonać
bezpośredniego i nieinwazyjnego pomiaru sił działających
na układ szkieletowo-mięśniowy.
mięśniowy. Model może być zweryz
fikowany w sposób jakościowy poprzez porównanie
otrzymanych wyników z pomiarami sygnałów EMG.
EMG
Wykorzystanie elektromiografii umożliwia uzyskanie
informacji, w jakim czasie dana grupa mięśni jest aktywakty
na oraz pozwala względnie określić intensywność aktyakt
wacji. Niestety, pomiary EMG z wykorzystaniem elekele
trod powierzchniowych pozwalają na rejestrację sygnału
tylko z największych grup mięśniowych znajdujących się
pod powierzchnią skóry [11,12,13,15].
W niniejszej pracy przedstawiono możliwości wykowyk
rzystania oprogramowania Anybody
ody do badania obciążeń
układu szkieletowo-mięśniowego
mięśniowego na przykładzie pacjenta
z mózgowym porażeniem dziecięcym.
2. MATERIAŁ I METODA BADAŃ
Uproszczony schemat zastosowanego procesu diagnostyki funkcji lokomocyjnych pacjentów z MPD
MP został
przedstawiony na poniższym rysunku 1.
Wybór grupy pacjentów z mózgowym
porażeniem dziecięcym
Ocena pacjantów przez lekarzy metody obserwacyjne
(skale opisujące funkcję lokomocyjną)
Badanie chodu optoelektroniczny systemu BTS Smart-D
Smart
(pomiar: kinematyki, reakcji podłoża,
EMG)
Identyfikacja sił mięśniowych
(Anybody Modeling System)
Analiza wyników
Ocena funkcjonalna :
- diagnostyka pacjenta
- dobór metod leczenia
- ocena postępów leczenia
Rys. 1. Schemat diagnostyki funkcji lokomocyjnych pacjentów
z mózgowym porażeniem dziecięcym
Pierwszym etapem diagnostyki była klasyfikacja pacjentów z mózgowym porażeniem oraz ich ocena przez
lekarzy za pomocą
cą metod obserwacyjnych (skal
(
opisujących funkcje lokomocyjne).
Następnie w celu uzyskania danych kinematycznych,
położeń markerów w czasie oraz wartości reakcji podłoża
wykorzystany został optoelektroniczny system służący
do analizy ruchu BTS Smart-D.. System ten złożony jest
z odblaskowych markerów umieszczanych
umieszczan
w ściśle określonych punktach na ciele badanego
nego oraz systemu kamer
rejestrujących. Wyposażony jest ponadto w:
w dwie platformy dynamometryczne Kistler, 2 kamery wideo oraz
komputer z oprogramowaniem.
m. Badanie
B
systemem BTS
75
WYKORZYSTANIE METOD MODELOWANIA OBCIĄŻEŃ UKŁADU…
polega na wykonaniu pomiaru statycznego, podczas
o położeniu markerów oraz reakcji podłoża w wybranej
chwili czasu. Stanowią one podstawę do drugiego etapu
analizy, tj. odwrotnego zadania dynamiki, podczas którego przy wykorzystaniu metod optymalizacji statycznej
wyznaczone zostają siły mięśniowe. Przyjętym kryterium
optymalizacyjnym była minimalizacja sumy sześcianów
stosunku siły mięśniowej do jego siły maksymalnej [1,9,10].
Wykorzystanie środowiska AnyBody umożliwiło wyznaczenie następujących wielkości: reakcji podłoża, reakcji
i momentów w stawach oraz wartości wybranych sił
mięśniowych.
W kolejnym etapie dokonano analizy otrzymanych
wyników oraz na ich podstawie funkcjonalnej oceny
układu szkieletowo-mięśniowego pacjenta.
Badaniu funkcji lokomocyjnych poddano grupę 24
osób o chodzie prawidłowym (grupę kontrolną) w wieku
od 7 do 16 lat oraz pacjenta (dziewczynka, lat 12)
z mózgowym porażeniem dziecięcym (niedowładem
połowiczym prawostronnym), który zakwalifikowany
został do leczenia z wykorzystaniem botuliny. Badanie
chodu u pacjenta z MPD przeprowadzono 17 dni po
aplikacji toksyny botulinowej typu A do mięśnia brzuchatego łydki. Pomiary funkcji lokomocyjnych przeprowadzono w Górnośląskim Centrum Zdrowia Dziecka
im. Jana Pawła II w Katowicach.
którego pacjent stoi nieruchomo w przestrzeni pomiarowej z uniesionymi kończynami górnymi oraz pewnej
ilości pomiarów dynamicznych, polegających na rejestracji chodu (przemieszczania się markerów) po ścieżce
będącej w polu widzenia kamer. Do badań aktywności
mięśni podczas chodu użyty został 16-kanałowy zestaw
do elektromiografii powierzchniowej BTS Pocket
EMG [3,14].
Uzyskane przy wykorzystaniu systemu BTS Smart-D
dane wielkości kinematycznych i dynamicznych posłużyły do przeprowadzenia analizy w środowisku Anybody.
Anybody Modeling System jest oprogramowaniem bazującym na odwrotnym zadaniu dynamiki. Danymi wejściowymi niezbędnymi do przeprowadzenia analizy są
siły zewnętrzne oraz siły odpowiedzialne za wykonywany
ruch. Stanowią one podstawę do wyznaczenia poszczególnych sił mięśniowych i reakcji w stawach. Wykorzystywany do analizy chodu model kończyn dolnych składa
się łącznie z 17 segmentów biomechanicznych (7 segmentów nieparzystych: miednicy, kości krzyżowej oraz 5
kręgów lędźwiowych, oraz 5 segmentów parzystych: kości
skokowej, stopy, podudzia, uda i rzepki) o 102 stopniach
swobody oraz 114 mięśni. Wszystkie segmenty systemu
biomechanicznego modelowane są jako bryły sztywne
(body rigid). Każdy segment posiada lokalny układ
współrzędnych względem, którego określana jest jego
pozycja i orientacja w przestrzeni. Aktualne położenie
punktów przyczepów mięśni określa kierunek oddziaływania sił mięśniowych na poszczególne człony modelu.
Rys. 2 przedstawia model wykorzystywany do analizy
chodu w środowisku Anybody.
3. WERYFIKACJA WYNIKÓW
W celu dokonania jakościowej weryfikacji uzyskanych
przebiegów sił mięśniowych, wyznaczonych przy wykorzystaniu modelu chodu w systemie AnyBody, porównano je z zarejestrowanymi sygnałami EMG. Korzystając
z 16-kanałowego zestawu do elektromiografii powierzchniowej BTS Pocket EMG oklejono i zarejestrowano
aktywność następujących mięśni:
• mięsień piszczelowy przedni (Tibilis Anterior),
• mięsień brzuchaty łydki (Gastrocnemius),
• mięsień prosty uda (Rectus Femoris),
• mięsień dwugłowy uda (Biceps Femoris).
Na poniższych rysunkach 3, 4, 5, 6 przedstawiono
uzyskane przebiegi sił mięśniowych pacjenta z MPD oraz
odpowiadające im sygnały elektryczne mięśni. Wartości
sił mięśniowych zostały znormalizowane względem masy.
Rys. 2. Model kończyn dolnych w środowisku AnyBody
Wyznaczanie sił mięśniowych w programie AnyBody
przebiega dwuetapowo. W pierwszym etapie poszczególne
segmenty ruchowe modelu są skalowane i dostosowywane
do wprowadzanych przez użytkownika danych antropometrycznych. Pozostałe dane pobierane są z wejściowego
pliku o rozszerzeniu *.c3d, uzyskanego dzięki wykorzystaniu optoelektronicznych systemów przeznaczonych do
analizy ruchu. Importowane dane zawierają informacje
76
Robert Michnik, Katarzyna Nowakowska, Jacek Jurkojć, Katarzyna Jochymczyk-Woźniak, Ilona Kopyta, Marek Mandera
Analizując otrzymane przebiegi sił wybranych mięśni
i sygnały EMG, zauważono dość dużą zależność pomiędzy okresami aktywacji poszczególnych grup mięśniowych. Ponadto otrzymane krzywe mają podobny kształt.
Świadczy to o poprawnym wyznaczaniu sił mięśniowych
z wykorzystaniem opracowanego modelu.
4. OMÓWIENIE WYNIKÓW
Wyniki uzyskane dla osób o chodzie prawidłowym
utworzyły wzorcowe zakresy wartości reakcji w stawach
oraz sił poszczególnych mięśni w czasie chodu. Przebiegi
sił mięśniowych oraz reakcji w stawach wyznaczone dla
badanego pacjenta odniesiono do przebiegów wzorcowych. W celu dokonania funkcjonalnej oceny chodu
pacjenta z MPD wyznaczono wypadkowe reakcje
w stawach kończyn dolnych. Rys. 5 obrazuje przebieg
wypadkowej reakcji w stawie kolanowym dla badanego
pacjenta zestawiony z wynikami otrzymanymi dla grupy
osób zdrowych.
Rys. 3. Zmiana siły i sygnału EMG mięśni: prostego uda
i piszczelowego przedniego podczas chodu
Rys. 5. Zmiany wypadkowych reakcji w stawie kolanowym
podczas chodu
Rys. 4. Zmiana siły i sygnału EMG mięśni: dwugłowego uda
i brzuchatego łydki podczas chodu
Wartości
reakcji
otrzymane
dla
pacjenta
ze zdiagnozowanym niedowładem połowiczym znacznie
przewyższają wyniki uzyskane dla grupy kontrolnej,
szczególnie w trakcie trwania fazy podporowej chodu.
Sugeruje to możliwość występowania zaburzeń w funkcjonowaniu stawu kolanowego. W związku z tym postanowiono dokładniej przeanalizować kinematykę ruchów
kończyn dolnych w czasie chodu. Otrzymane przebiegi
wielkości kinematycznych pacjenta z mózgowym porażeniem dziecięcym przedstawia rys. 6. Przebiegi kątowe
zostały odniesione do danych wzorcowych tzn. danych
uzyskanych dla grupy osób o chodzie prawidłowym.
Rysunki 7, 8, 9, 10 przedstawiają wartości sił wybranych
grup mięśniowych wyznaczone w systemie AnyBody.
Analizując przebieg siły i zarejestrowany sygnał
EMG mięśnia prostego uda (Rectus Femoris), można
wnioskować, iż aktywuje się on na początku cyklu chodu
(od 5% do 25% cyklu chodu) oraz podczas fazy wymachowej (50%-85% cyklu). Mięsień piszczelowy przedni
jest najbardziej aktywny na początku fazy podporowej
(między 5%-25% cyklu chodu) oraz między 50%-80%
cyklu. Mięsień dwugłowy uda (Biceps Femoris Long)
należy do grupy tylnych mięśni uda. Z otrzymanych
przebiegów przedstawionych na rys. 4 wynika, iż pracuje
on podczas trwania fazy podporowej, po czym jego
aktywność znacznie maleje. Aktywność mięśnia brzuchatego łydki jest największa między 30% a 60% cyklu
chodu. Wartość maksymalna siły mięśnia brzuchatego
łydki przypada w połowie cyklu chodu. Natomiast
między 70% a 100% cyklu wartość siły w tym mięśniu
jest niewielka.
77
WYKORZYSTANIE METOD MODELOWANIA OBCIĄŻEŃ UKŁADU…
UKŁADU
Przywodzenie-odwodzenie stawu
biodrowego
Zginanie i prostowanie stawu
biodrowego
Rotacja stawu biodrowego
Zginanie i prostowanie stawu
kolanowego
Zginanie i prostowanie stawu
skokowego
Ułożenie stopy w płaszczyźnie
czołowej
dwugłowy uda pracuje podczas trwania fazy podporowej.
Po oderwaniu pięty od podłoża jego aktywność jest
nieznaczna i może zmniejszyć się do zera [9]. Przebieg
aktywności oraz wartości siły otrzymanych
otrzyma
dla mięśnia
brzuchatego łydki lewejj kończyny dolnej są zbliżone do
wartości uzyskanych
skanych dla pacjenta z grupy kontrolnej.
Wartość siły tego mięśnia, odpowiedzialnego za zginanie
w stawie kolanowym, dla prawej kończyny dolnej jest
znacznie niższa w całym
ałym cyklu chodu. Na otrzymane
wyniki pracy mięśnia brzuchatego łydki może mieć
wpływ fakt, iż w celu
lu zmniejszenia spastyczności została
do niego aplikowana
ana toksyna botulinowa. Efekty stosowania botuliny osiągają swój szczyt w 2.-6.
2
tygodniu po
podaniu. W przypadku pacjenta z MPD badanie chodu
zostało przeprowadzone 17 dni po iniekcji BTX-a, więc
można wnioskować,
ioskować, że toksyna botulinowa spowodowała
obniżeniee aktywności tego mięśnia.
Rys. 7. Zmiany sił mięśniowych podczas chodu – grupa 1
Rys. 6. Przebieg parametrów kinematycznych pacjenta
z mózgowym porażeniem dziecięcym
Przebiegi wielkości kinematycznych pacjenta z MPD
ukazują zwiększone zgięcie stawu kolanowego występujące zwłaszcza w fazie podporowej. Przykurcz kolana jest
charakterystycznym objawem mózgowego porażenia
dziecięcego. Może być on wynikiem nieprawidłowego
działania mięśni tylnych łydki lub uda. Wśród mięśni
biorących udział w zginaniu stawu
awu kolanowego znajdują
się m.in.: mięsień brzuchaty łydki, dwugłowy uda, półpó
błoniasty czy półścięgnisty.. Niestety,
Niestety na podstawie
przebiegów kinematyki nie można ocenić, która grupa
mięśni pracuje nieprawidłowo. Umożliwiają to natomiast
przebiegi sił mięśniowych uzyskane dzięki systemowi
Anybody. Na otrzymanych wykresach aktywności sił
mięśniowych pacjenta z MPD przede wszystkim zauważyć można znacznie wyższe (kilkakrotnie) wartości sił
mięśnia
śnia dwugłowego uda (Biceps Femoris Long, Biceps
Femoris Bravis) w porównaniu z wielkościami otrzymaotrzym
nymi dla pacjenta o chodzie prawidłowym. Mięsień
Rys. 8. Zmiany sił mięśniowych podczas chodu –grupa 2
78
Robert Michnik, Katarzyna Nowakowska, Jacek Jurkojć, Katarzyna Jochymczyk-Woźniak, Ilona Kopyta, Marek Mandera
wowania się mięśnia prostego uda w końcowej fazie
wymachu.
Otrzymane przebiegi wielkości kinematycznych dla
stawu biodrowego sugerują ponadto zwiększone przywodzenie biodra w fazie wymachu dla prawej kończyny
dolnej. Mięśniami biorącymi udział w przywodzeniu
stawu biodrowego jest grupa przyśrodkowych mięśni
uda, a przede wszystkim: przywodziciel wielki (Adductor
Magnus), przywodziciel długi (Adductor Longus)
i przywodziciel krótki (Adductor Brevis). Mięśnie te są
aktywne pod koniec fazy podporowej oraz na początku
fazy wymachowej. Wykresy sił uzyskane dla tej grupy
mięśni wskazują na znacznie wyższa siłę generowaną
przez mięsień przywodziciel wielki. Natomiast zwiększone
odwodzenie w lewym stawie biodrowym jest wynikiem
kilkakrotnie wyższej siły mięśnia pośladkowego wielkiego
(Gluteus Maximus). Co więcej, w obrębie kończyn
dolnych pacjenta zauważono zwiększoną rotację wewnętrzną w stawie biodrowym, na co może mieć wpływ
znacznie podwyższony poziom aktywności mięśni: pośladkowego średniego (Gluteus Medius) oraz przywodziciela wielkiego (Adductor Magnus), będących grupą
mięśni odpowiedzialnych za nawracanie uda.
Analizując otrzymane przebiegi sił mięśniowych,
zaobserwowano, że znacznie większa aktywność mięśniowa występuje w czasie trwania fazy podporowej. Ponadto mięśnie działające w sposób nienaturalny w obrębie
danego stawu, np. aktywujące się ze zwiększoną siłą,
mają znaczny wpływ na funkcjonowanie innych grup
mięśniowych w obrębie tego stawu. W związku z tym
mogą one także posiadać wzmożoną aktywność mięśniową. Uzyskane wyniki sił mięśniowych dla pacjenta
z niedowładem połowicznym sygnalizują potrzebę zastosowania indywidualnie dobranego rodzaju leczenia oraz
rehabilitacji w celu poprawy kinematyki chodu oraz
znormalizowania sił niektórych mięśni.
Rys. 9. Zmiany sił mięśniowych podczas chodu –grupa 3
5. PODSUMOWANIE
Rys. 10. Zmiany sił mięśniowych podczas chodu – grupa 4
Wyznaczenie
obciążeń
układu
szkieletowomięśniowego, tj. wartości reakcji w stawach oraz sił
mięśniowych (w tym wartości maksymalnych), może
wspomagać diagnostykę narządu ruchu oraz być pomocne
w procesie doboru metod leczenia i ocenie jego postępów.
W artykule opisano metodykę identyfikacji sił mięśniowych pacjenta z mózgowym porażeniem dziecięcym
przy wykorzystaniu oprogramowania AnyBody Modeling
System. Otrzymane przebiegi sił wybranych mięśni
zweryfikowano z zarejestrowanymi sygnałami EMG.
Zauważono dużą zależność pomiędzy czasem (okresem)
aktywacji wybranych mięśni i ich sygnałem elektrycznym.
Na podstawie otrzymanych wyników badań pacjenta
z MPD i osoby o prawidłowym wzorcu chodu stwierdzono, że:
Nadmierne zgięcie stawu kolanowego, będące wynikiem zwiększonej aktywności mięśni zginających, może
powodować wzmożone działanie mięśnia czworogłowego
uda. Podwyższona aktywność tej grupy mięśniowej może
prowadzić do zwiększenia zakresu zginania w stawie
biodrowym.
W obrębie stawu biodrowego pacjenta z mózgowym
porażeniem zaobserwowano zmniejszony zakres prostowania dla obu kończyn dolnych. Na zwiększenie zgięcia
w tym stawie mają wpływ znaczne wyższe wartości sił
mięśnia prostego uda (rectus femoris), będącego głównym
zginaczem stawu biodrowego oraz prostującego staw
kolanowy. Dla prawej nogi wartość maksymalnej siły
mięśniowej jest blisko dwukrotnie wyższa od wartości
wyznaczonej dla osoby o chodzie prawidłowym. Ponadto
u pacjenta z MPD zanotowano wydłużenie czasu akty-
79
WYKORZYSTANIE METOD MODELOWANIA OBCIĄŻEŃ UKŁADU…
• zaburzenia kinematyki chodu pacjenta z MPD są
ściśle związane z nieprawidłowym funkcjonowaniem aparatu mięśniowego,
• pacjent z mózgowym porażeniem posiada znaczny
przykurcz kolana,
• zwiększone zgięcie w stawie kolanowym występuje
głównie w fazie podporu i jest spowodowane nieprawidłowym działaniem mięśnia dwugłowego uda
i brzuchatego łydki,
• aktywność mięśnia brzuchatego łydki prawdopodobnie jest niższa na skutek podanej toksyny botulinowej,
• na zwiększenie zgięcia w stawie biodrowym wpływa nieprawidłowe funkcjonowanie mięśni zginających kolano oraz wzmożona aktywność mięśnia
prostego uda.
W dalszym etapie zakłada się przeprowadzenie badań
modelowych z wykorzystaniem systemu Anybody
(i weryfikacji wyników z zarejestrowanymi sygnałami
EMG) na większej grupie osób zdrowych i pacjentów
z mózgowym porażeniem dziecięcym.
Praca została zrealizowana w ramach projektu DEC-2011/01/B/NZ7/02695 finansowanego ze środków Narodowego
Centrum Nauki.
Literatura
1.
2.
3.
4.
5.
6.
7.
8.
9.
10.
11.
12.
13.
14.
15.
Damsgaard M. et.al.: Analysis of musculoskeletal systems in the AnyBody Modeling System. „Simulation Modelling Practice and Theory 2006, 14, p. 1100–1111.
Dudek J., Chuchla M., Snela S., Drużbicki M.: Zaburzenia wzorca chodu u dzieci z mózgowym porażeniem.
„Przegląd Medyczny Uniwersytetu Rzeszowskiego” 2009, nr 3, s. 317-322.
Głowacka A, Świtoński E., Michnik R.: Wyznaczanie sił mięśniowych podczas chodu dzieci zdrowych. „ Aktualne Problemy Biomechaniki” 2012, nr 6, s. 31-36.
Jochymczyk K., Głowacka-Kwiecień A., Jureczko P., Tejszerska D., Łosień T.: Analiza biomechaniczna chodu
dzieci z zastosowaniem systemu BTS Smart. „ Modelowanie Inżynierskie” 2009, nr 37, t. 6, s. 147-154.
Jurkojć J., Michnik R., Pauk J.: Identification of muscle forces acting in lower limb with use planar and spatial
mathematical model. “Journal of Vibroengineering” 2009, Vol. 11, Iss. 3, p. 566-570.
Michnik R.: Badania modelowe i doświadczalne chodu człowieka w aspekcie jego rehabilitacji. Gliwice: Wyd.
Nauk. Technologii Eksploatacji – PIB, 2013.
Michnik R., Jurkojć J.: Biomechanika chodu. W: Biomechanika narządu ruchu człowieka. Pr. zbior. pod red.
Dagmary Tejszerskiej, Eugeniusza Świtońskiego, Marka Gzika. Gliwice: Wyd. Nauk. Instytutu Technologii Eksploatacji -Państwowego Instytutu Badawczego, 2011, s. 441-490.
Michnik R., Jurkojć J., Pauk J.: Identification of muscles forces during gait of children with foot disabilities.
“Mechanika” 2009, nr 6 (80), s. 48-51.
Rasmussen John et al.: Designing a general software system for musculoskeletal analysis. In: IX International
Symposium on Computer Simulation in Biomechanics, Sydney 2003. p. 27.
Saraswat P., Andersen M., MacWilliams B.: A musculoskeletal foot model for clinical gait analysis. “Journal of
Biomechanics” 2010, Vol. 43, p. 1645–1652.
Świtoński E., Głowacka A.: Określenie sił mięśniowych podczas chodu na podstawie sygnałów Samg. „Modelowanie Inżynierskie” 2013, nr 47, t. 16, s. 185-189.
Świtoński E., Głowacka-Kwiecień A., Jochymczyk K., Jureczko P., Łosień T.: Pomiar potencjałów czynnościowych mięśni u dzieci metodą EMG. „Modelowanie Inżynierskie” 2009, nr 38, t. 7, s. 237-242.
Świtoński E., Michnik R., Głowacka A.: Zastosowanie modelowania matematycznego o pomiarów EMG do oceny
chodu dzieci z zaburzeniami neurologicznymi. „Modelowanie Inżynierskie” 2013, nr 47, t. 16, s. 190-196.
Tejszerska D., Świtoński E., Michnik R., Głowacka-Kwiecień A. i in.: Identyfikacja sił mięśniowych podczas
chodu dzieci z zaburzeniami neurologicznymi. „Aktualne Problemy Biomechaniki” 2010, nr 4, s. 259-262.
Vaughan et al.: Dynamics of human gait. 2nd ed. Kiboho Publishers, 1992.
80