HODNOCENÍ ZAPOJOVÁNÍ SVALŮ PŘI CHŮZI S PODKOLENNÍ PROTÉZOU – ROZDÍLY MEZI KLASICKÝM A DYNAMICKÝM TYPEM CHODIDLA

Souhrn

Cílem práce bylo sledování rozdílů v zapojování svalů na straně končetiny bez amputace a na straně končetiny s podkolenní protézou a porovnání polyelektromyografických (poly-EMG) nálezů při použití dvou typů protéz (s klasickým nebo dynamickým chodidlem) každým z probandů. Soubor vyšetřovaných osob tvořilo 11 mužů po jednostranné transtibiální amputaci. Svalová aktivita byla registrována pomocí 8kanálové poly-EMG během chůze spontánní rychlostí a při frekvenci 52 dvojkroků/min. na chůzovém koberci s kontaktními snímači. Polyelektromyografický záznam byl snímán na každé straně čtyřmi kanály z vybraných svalů (m. vastus medialis, m. biceps femoris, m. gluteus maximus, mm. erectores spinae). Podle poly-EMG záznamu bylo při hodnocení časového zapojování svalů zjištěno, že prvním aktivovaným svalem při úderu paty i při odrazu palce byl při použití obou typů chodidel m. biceps femoris. Zapojování dalších svalů se ve vyšetřovaných situacích lišilo. Velikost hodnot poly-EMG ukazatelů „mean“ a „area“ svědčila pro vyšší svalovou aktivaci při použití protézy s dynamickým chodidlem. Aktivace svalů na končetině s amputací byla při použití podkolenní protézy s klasickým chodidlem odlišná od aktivace na téže končetině při použití protézy s dynamickým chodidlem.

Klíčová slova:
chůze, polyelektromyografie, transtibiální amputace, podkolenní protéza, klasické chodidlo, dynamické chodidlo

Úvod

Při chůzi zdravého člověka přijímá centrální nervový systém aferentní informace z různých oblastí (proprioceptorů a interoreceptorů, z exteroreceptorů kůže, z vestibulárního systému, ze zrakového a sluchového aparátu). Při zpracování těchto informací volí odpovídající motorické strategie pro chůzi a její směr. Po ztrátě jedné dolní končetiny dochází ke změně aferentních informací a následně se rozvíjí odlišné motorické chování při lokomoci. To vyžaduje vyvážené automatické řízení polohy těla, kompenzaci změn polohy těžiště, vzpřímení trupu proti gravitaci a fázickou aktivitu svalů s daným úhlovým pohybem mezi segmenty končetin a osovým orgánem. Problematika hrubé motoriky a návrat lokomočních schopností pacientů po amputacích je jedním z významných úkolů rehabilitace a biomechaniky. Ke kompenzaci ztrát segmentů pohybového systému se používají protézy různých typů. Všechny však významně zvyšují náročnost lokomoce jedinců a mění pohybové vzorce nejen na postižené končetině, ale i v dalších svalových skupinách, což je podmíněno zvýšenými nároky na udržování rovnováhy a na stabilitu při chůzi. Kálal (5) uvádí, že až 30 % pacientů s protézou dolních končetin nezvládá energetickou náročnost chůze s protézou. Cílem rehabilitačních programů u pacientů po amputacích na dolní končetině je dosažení co nejvyšší koordinace a efektivity lokomoce. Cílem práce bylo hodnocení rozdílů v aktivitě sledovaných svalů na straně končetiny bez amputace a na straně s podkolenní amputací při chůzi dvěma rychlostmi, a dále porovnání aktivace svalů při použití dvou typů protéz, které byly individuálně upravovány pro každého probanda. 

Metodika

Povrchovou polyelektromyografií (poly-EMG, s použitím systému Noraxon–Myosystem 1400A) byla snímána bioelektrická aktivita čtyřmi kanály na každé straně při chůzi u 11 probandů (muži; průměrného věku 46,1 let, průměrné hmotnosti 82,5 kg) s podkolenní protézou na jedné končetině. Poly-EMG záznam byl snímán pomocí elektrod uložených nad uvedenými svaly: m. vastus medialis (V), m. biceps femoris (B), m. gluteus maximus (G) a mm. erectores spinae (E) (2, 7). Nad každým zvoleným svalem byly umístěny dvě kulaté elektrody (Ag/AgCl) o průměru 24 mm, mezi kterými byla vzdálenost 1 cm. Odpor poly-EMG přístroje byl > 10 MΩ. Časové zapojování svalů a jejich pořadí (timing) byly určovány vizuálně podle okamžiku prudkého (strmého) nárůstu bioelektrické aktivity svalů. V případě, že rozdíl v aktivaci svalů byl méně než 10 ms, byl nález označen za současnou aktivaci svalů. Z ukazatelů bioelektrické aktivity při poly-EMG vyšetření byly hodnoceny ukazatele „mean“ (jako průměrná hodnota amplitudy) a „area“ (jako plocha pod křivkou, vypočítaná z bioelektrické aktivity svalu). U všech probandů byla vyšetřována chůze při použití dvou typů podkolenních protéz, na kterých byl předtím proveden zácvik. První typ představovala protéza s klasickým statickým typem chodidla (bez pohybu) – protéza I (Sach), druhý typ protéza s dynamickým chodidlem – protéza II (Sure-Flex). Byly sledovány rozdíly v zapojování svalů na straně končetiny bez amputace a na straně končetiny s podkolenní protézou při chůzi spontánní („normální“) rychlostí a následně při rychlé chůzi. Každý proband absolvoval čtyři pokusy, dva spontánní rychlostí a dva rychlostí 52 dvojkroků/ /min., která byla určována metronomem. Pro analýzu byl zvolen druhý dvojkrok ve druhém pokusu každé ze zvolených rychlostí chůze. Pro ilustraci uvádíme v grafu 1 poly-EMG záznam ze čtyř svalů na straně dolní končetiny s amputací při rychlé chůzi. Na grafu  2 demonstrujeme poly-EMG záznam ze čtyř svalů na straně končetiny bez amputace při chůzi spontánní rychlostí.

Vedle poly-EMG vyšetření bylo hodnoceno trvání stojné (oporové) a švihové (bezoporové) fáze chůzového cyklu u končetiny bez amputace a u končetiny s podkolenní amputací při použití obou typů protéz na chůzovém koberci. Statisticky bylo dále při chůzi hodnoceno trvání stojné a oporové fáze na končetině s protézou a na druhoustranné končetině Mann-Whitneyovým U testem. 

Výsledky

Pomocí poly-EMG jsme zjistili, že při použití protézy typu I (statické chodidlo) byl prvním aktivovaným svalem při úderu paty m. biceps femoris. Pouze při rychlé chůzi s touto protézou byl m. biceps femoris zapojován jako druhý (tab. 1). Posledními aktivovanými svaly při chůzi s touto protézou byly mm. erectores spinae. Odlišné pořadí aktivace bylo na končetině bez amputace zachyceno pouze při spontánní rychlosti chůze. Pořadí zapojování svalů v okamžiku úderu paty při chůzi spontánní rychlostí bylo obdobné na končetině bez amputace i na končetině s protézou typu I (tab. 1).

Pořadí zapojování svalů při odrazu palce u protézy typu I je uvedeno v tabulce 2. Prvním aktivovaným svalem byl v tomto případě m. biceps femoris. Při chůzi spontánní rychlostí bylo identické pořadí zapojování svalů u končetiny bez amputace i s protézou. Při rychlé chůzi se pořadí svalové aktivace lišilo mezi končetinou bez amputace a končetinou s protézou, kde na straně protézy nastupovala časněji aktivace mm. erectores spinae.

U protézy s dynamickým chodidlem (typ II) byl při úderu paty prvním aktivovaným svalem při rychlé chůzi m. biceps femoris. Na straně bez amputace byl při spontánní rychlosti chůze v okamžiku úderu paty rovněž prvním aktivovaným svalem m. biceps femoris (tab. 3). Na straně dynamické protézy se při spontánní rychlosti chůze aktivovaly jako první mm. erectores spinae a jako poslední m. vastus medialis, který se při rychlé chůzi jak při úderu paty, tak při odrazu palce aktivoval časněji.

Při odrazu palce u protézy typu II (tab. 4) byl prvním aktivovaným svalem na končetině bez amputace i s amputací m. biceps femoris, s výjimkou rychlé chůze na končetině s protézou, kde se jako první aktivovaly m. vastus medialis a mm. erectores spinae.

Tabulka 5 ukazuje průměrné hodnoty trvání stojné a švihové fáze (v sekundách). Bylo zjištěno, že stojná (oporová) fáze trvala ve všech situacích na obou dolních končetinách déle než švihová (bezoporová). Průměrná doba švihové (bezoporové) fáze chůzového cyklu byla u končetiny bez amputace kratší než u končetiny s protézou, průměrná doba stojné (oporové) fáze byla u končetiny s protézou kratší než u končetiny bez amputace, kdy toto zjištění platilo pro oba použité typy protéz.

Tabulka 6 uvádí míru hodnot ukazatele „mean“ (zobrazujícího míru aktivace svalu) od nejvyšších po nejnižší pro jednotlivé vyšetřované svaly. Vyšší hodnoty ukazatele „mean“ byly častěji zachyceny ve většině sledovaných situací při použití protézy s dynamickým chodidlem (typu II). Obdobně vyšší hodnoty (tab. 7) byly zaznamenány i pro ukazatel „area“ (jako plocha pod křivkou, vypočítaná z bioelektrické aktivity svalu).

Diskuse

Culham a spol. (1) zjistili, že se pořadí zapojování m. quadriceps femoris a hamstringů se na končetině bez amputace neměnilo ani při použití různých typů chodidel na končetině s amputací. Na končetině s protézou se pro různé typy chodidel pořadí svalové aktivace měnilo. Isakov a spol. (4) uvádějí, že vrchol aktivace (peak) m. vastus medialis byl analogický u končetin s amputací i bez amputace. V naší práci byl při úderu paty u chůze s klasickým chodidlem (protéza typu I) zjištěn pouze minimální rozdíl v zapojování svalů na dolní končetině bez amputace, při chůzi spontánní i zvýšenou rychlostí. M. biceps femoris se při obou rychlostech chůze aktivoval časně. Tato časná aktivace m. biceps femoris je u podkolenních protéz potřebná pro zajištění stabilizace kolenního kloubu při úderu paty a funkčně částečně nahrazuje chybějící lýtkový sval (6). Pořadí zapojování svalů na dolní končetině s podkolenní protézou při spontánní rychlosti bylo podobné jako u dolní končetiny bez amputace. Odlišný vzorec aktivace jsme registrovali při  rychlé chůzi na končetině s protézou s klasickým chodidlem, kde prvním zapojeným svalem nebyl m. biceps femoris, nýbrž m. gluteus maximus. To může reprezentovat zvýšení nároku na aktivaci m. gluteus maximus při použití protézy s klasickým chodidlem při rychlé chůzi.

Při úderu paty u protézy s dynamickým chodidlem jsme opět nalezli malé rozdíly v zapojování svalů na straně nepostižené končetiny a končetiny s protézou při rychlé chůzi. Při spontánní rychlosti chůze byly mm. erectores spinae zapojovány jako první, což může svědčit pro zvýšené nároky na aktivaci těchto svalů pro zlepšení stabilizace těla.

Ve fázi odrazu palce u klasické protézy (typ I) byla při spontánní rychlosti chůze počáteční aktivace svalů na obou dolních končetinách obdobná. Při zvýšené rychlosti se v této situaci časněji aktivovaly mm. erectores spinae na straně končetiny s protézou. To opět může představovat zvýšení nároku na tyto svaly při udržování rovnováhy (stability) při chůzi.

Při použití protézy s dynamickým chodidlem (typ II) se na končetině s protézou aktivoval při rychlé chůzi ve fázi odrazu palce výrazně časněji m. vastus medialis a aktivaci vyšetřovaných svalů ukončovaly m. biceps femoris a m. gluteus maximus. To zřejmě představuje zapojení kompenzačních mechanismů pro udržování stability a lokomoce.

Torburn a spol. (8) popsali delší trvání svalové aktivace vyšetřovaných svalů ve stojné fázi na končetině s protézou oproti straně nepostižené, což vysvětlovali potřebou zabezpečení stability ve stoji a při chůzi. V naší studii jsme zjistili statisticky nevýznamně delší trvání stojné fáze na končetině s protézou ve srovnání s druhostrannou dolní končetinou.

Závěr

Studie byla zaměřena na polyelektromyografické hodnocení pořadí aktivace svalů na straně končetiny s protézou (po transtibiální amputaci), kde byly použity klasická protéza a protéza s dynamickým chodidlem, a na straně protilehlé končetiny. V práci byl hodnocen jeden dvojkrok při chůzi dvěma rychlostmi (spontánní a rychlou), kdy každý z probandů při vyšetřeních použil uvedené dva typy protéz, na kterých předtím zvládl nácvik chůze. Byly registrovány rozdíly v pořadí aktivace svalů mezi stranou končetiny s protézou a stranou končetiny bez amputace, kde se timing svalů lišil při různých rychlostech chůze. Pořadí aktivace svalů se mezi oběma typy podkolenních protéz lišilo. Velikosti hodnot ukazatelů „mean“ a „area“ svědčily pro vyšší aktivaci m. gluteus  maximus a homolaterální m. erector spinae při použití protézy s dynamickým chodidlem (typu II). Použití odlišných typů protéz u podkolenních amputací vedlo k odlišnému zapojování svalů dolních končetin a trupu, zejména při chůzi různou rychlostí, což je zřejmě podmíněno kompenzačními mechanismy k udržování rovnováhy a k řízení lokomoce.

Podpořeno grantem MSM 6198959221.

Mgr. Amr Zaatar

Katedra fyzioterapie, Fakulta tělesná kultury UP

Tř. Míru 115

771 11   Olomouc

e-mail: amrzaatar@yahoo.com