Активное протезирование нижних конечностей: систематический обзор проблем дизайна и их решения

Active Lower Limb Prosthetics: A Systematic Review of Design Problems and Solutions

 

Авторы: 

Саянский Николай Андреевич 

ГВМУ МО РФ "Военно-медицинская академия имени С.М. Кирова", Санкт-Петербург, Россия.

e-mail: sarody@ya.ru

Sayanskii Nikolay Andreevich

Kirov Military Medical Academy, St. Petersburg, Russia

e-mail: sarody@ya.ru 

Струльков Владислав Иванович 

ГВМУ МО РФ "Военно-медицинская академия имени С.М. Кирова", Санкт-Петербург, Россия.

e-mail: strulkov.vladislav@mail.ru

Strulkov Vladislav Ivanovich

Kirov Military Medical Academy, St. Petersburg, Russia

e-mail: strulkov.vladislav@mail.ru

Драгун Максим Юрьевич 

ГВМУ МО РФ "Военно-медицинская академия имени С.М. Кирова", Санкт-Петербург, Россия.

e-mail: mak.dragun2012@yandex.ru

Dragun Maxim Yurievich

Kirov Military Medical Academy, St. Petersburg, Russia

e-mail: mak.dragun2012@yandex.ru 

 

Аннотация: В этой статье представлен обзор проблем проектирования и решений, найденных в активных протезах нижних конечностей. Этот обзор основан на систематическом поиске литературы с методической стратегией поиска. Поиск проводился по четырем основным техническим базам данных, и найденные записи проверялись на предмет их релевантности. Что касается механической конструкции и приводного устройства, то высокое усилие/крутящий момент, высокая эффективность, небольшой размер и малый вес являются противоречивыми целями.  Система управления имеет первостепенное значение для «естественного функционирования» протеза.

Abstract: This article provides an overview of the design challenges and solutions found in active lower limb prostheses. This review is based on a systematic literature search with a methodical search strategy. The search was carried out on four main technical databases, and the records found were checked for their relevance. With regard to the mechanical structure and drive device, high force/torque, high efficiency, small size and light weight are conflicting goals. The control system is of paramount importance for the "natural functioning" of the prosthesis.

Ключевые слова: протезирование нижних конечностей, активный протез, трансгибиальная ампутация, SACH.

Keywords: Lower limb prosthetics, active prosthesis, transgibial amputation, SACH.

Тематическая рубрика: Технические науки и технологии.

 

В городских условиях люди проходят в среднем около 6500 шагов в день при предпочтительной скорости ходьбы 1,3 м/с. Тем не менее, ампутации неизбежны из-за дисваскуляризации (72%), инфекций (8%), травм (7%) и ряда других причин. 90% новых ампутаций касаются нижней конечности. 53% пациентов требуют транстибиальной ампутации и 39% трансфеморальной ампутации. Поскольку дисваскуляризация связана с возрастом пациента, более половины пациентов с ампутированными конечностями старше 65 лет. Только четверть этих ампутантов моложе 54 лет.

Чтобы справляться с повседневной деятельностью, людям с ампутированными конечностями требуется адекватное техническое решение. Людям с транстибиальной ампутацией требуется искусственная лодыжка, стопа и недостающая часть голени. Кроме того, людям с трансфеморальной ампутацией требуется искусственное колено и недостающая часть бедра. Для небольшой группы пациентов с ампутированными конечностями, помимо этого, требуется замена тазобедренного сустава. В зависимости от степени подвижности для каждого сегмента используется определенный ортопедический модуль.

Чтобы обеспечить базовую функциональность для стояния и ходьбы, неэластичные (SACH — твердая амортизирующая пятка для лодыжки) стопы могут использоваться для транстибиальных ампутированных конечностей. Поскольку отсутствует энергетическая поддержка со стороны самой структуры стопы, здоровая сторона должна компенсировать ее (у пациентов с односторонней ампутацией). Кроме того, оставшиеся проксимальные суставы, такие как тазобедренный сустав, могут компенсировать отсутствие подачи энергии в голеностопный или коленный сустав.

Увеличение функциональности возможно за счет использования опор ESAR (накопление и возврат энергии). В них углеродная структура работает как листовая пружина, которая нагружается в фазе опоры и высвобождает энергию во время отталкивания. Кроме того, возможное отклонение обеспечивает более естественный диапазон движений (RoM) для голеностопного сустава и тем самым повышает эффективность походки. Еще более высокие показатели RoM без эластических эффектов возможны при использовании протезов стоп с механическим голеностопным суставом.

При индивидуальной предпочтительной скорости ходьбы требуется от 0,2 Дж/кг до 0,29 Дж/кг положительной работы голеностопного сустава. Используя ноги ESAR, можно получить в среднем около 0,06–0,11 Дж/кг. Недостающую энергию приходится восполнять за счет дополнительных компонентов, добавляющих энергию. Это может быть выполнено с помощью привода, такого как двигатель, с помощью механических соединений с другими соединениями или также с использованием гравитационных эффектов.

Поскольку при ходьбе коленному суставу требуется меньше положительной нагрузки по сравнению с голеностопным суставом, пассивные компоненты могут работать лучше при протезировании коленного сустава. В фазе опоры пружины и амортизаторы допускают небольшое сгибание, что особенно необходимо для комфорта после приземления. Кроме того, демпферы используются для ограничения угловой скорости колена в ранней (сгибание) и поздней (разгибание) фазе переноса. Для пассивных устройств коэффициент демпфирования фиксируется на предварительно определенном значении, поэтому онлайн-адаптация к скорости ходьбы невозможна. С другой стороны, полуактивные устройства могут обеспечивать эту функциональность. Такие используют датчики для определения скорости и фазы походки во время цикла походки. Магнитореологические системы (колено Rheo, Ossur) или клапаны (C-Leg, OttoBock) контролируются с использованием этой информации для улучшения характеристик протеза. Подобные полуактивные концепции используются для протезов стоп, чтобы адаптироваться к работе на склонах (ступня élan, Endolite). Кроме того, такой механизм может обеспечить дополнительное пространство для движения, что приводит к более высокому комфорту.

Однако из-за отсутствия источника питания пассивные и полуактивные коленные суставы с трудом поддерживают человека с ампутированной конечностью в таких задачах, как подъем по лестнице или склону и вставание из сидячего положения. Подобно голеностопному суставу при ходьбе, требуется дополнительная положительная работа, чтобы имитировать здоровое поведение человека. При использовании пассивных и полуактивных устройств кинематический и кинетический анализы походки показывают более асимметричную походку и более высокое потребление кислорода, чем у людей без ампутированных конечностей. Поскольку постоянная асимметрия походки может привести к долгосрочным последствиям, необходимы дальнейшие улучшения технологии протезирования.

Разработка активного протеза, который достигает производительности срабатывания утраченной конечности, не превышая ее веса и размера, является большой проблемой. Исполнительный блок оказывает большое влияние на эти цели.

Применяемые принципы — электромеханические, пневматические и гидравлические исполнительные устройства. Хотя удельная мощность ниже, чем у биологической мышцы. Пневматический привод с пневматическими искусственными мышцами (ПАМ) встречается в двух протезах. Обеспечение необходимого давления для надувания ПАМ в автономном протезе является сложной задачей. Предполагаемое решение состоит в использовании жидкого монотоплива, которое исследуется в Университете Алабамы. Был найден всего один гидравлический протез. Давление обеспечивается внешним переносным гидравлическим источником питания.

Приводы с переменным сопротивлением (VIA) создают послушное поведение протеза. Существуют различные способы достижения податливости, такие как срабатывание или интеграция эластичного элемента в протез. Во втором случае ключевой интерес представляет накопление энергии в упругом элементе. Эта энергия может быть повторно использована во время ходьбы и снизить пиковую силу и пиковую мощность привода. Уменьшение размера привода, повышение эффективности или уменьшение размера и веса системы являются функциональными преимуществами. Кроме того, за счет согласования импеданса VIA с физиологическим импедансом сустава протез может ощущаться более естественно и его поведение более предсказуемо для пользователя. ВИА гораздо чаще встречаются при протезах ниже колена (8 из 9), чем при протезах выше колена (2 из 8), поскольку для ходьбы требуется значительно больше чистой положительной силы в голеностопном суставе, чем в колене.

Важным различием между полуактивными и активными протезами является присущая последним способность действовать самостоятельно, создавая силы/моменты. Тем не менее, необходима схема управления, которая обеспечивает надежное взаимодействие с человеком с ампутированными конечностями и, кроме того, обеспечивает желаемое движение. Это предъявляет высокие требования к протезному управлению, так как походка сложна и состоит из различных двигательных режимов. Широко принятым подходом к управлению являются многоуровневые схемы управления, которые позволяют выполнять намеченные движения и переходить между различными моделями локомоций. Надзорный высокоуровневый контроллер отслеживает движения и входные данные человека с ампутированной конечностью и генерирует команды, связанные с намерением человека с ампутированной конечностью, такие как движение, которое должен выполнять протез. Затем эти команды передаются низкоуровневому контроллеру, отвечающему за управление протезом. В зависимости от выбранных стратегий управления высокого уровня контролируемыми переменными являются угол/положение для контроля эха или сила/крутящий момент для распознавания походки и прямого контроля ЭМГ.

При эхоконтроле движения здоровой ноги регистрируются датчиками и затем воспроизводятся на протезной стороне с задержкой в полцикла ходьбы. Для отслеживания полученных угловых траекторий требуется высокий механический импеданс. Хотя эту схему управления относительно легко реализовать, она имеет ряд существенных недостатков. Он не может обеспечить асимметричную локомоцию и применим только к людям с односторонней ампутацией. Кроме того, из-за высокого механического импеданса протез кажется неестественным и плохо взаимодействует с окружающей средой.

Применяются различные стратегии управления высокого уровня, чтобы обеспечить различные режимы передвижения и, таким образом, дать человеку с ампутированной конечностью высокую степень произвольного контроля над протезом. Наиболее распространенными стратегиями являются распознавание режима походки в сочетании с низкоуровневым контролем импеданса и прямым контролем ЭМГ.

На данный момент клинические исследования ограничены прототипами и небольшим количеством субъектов, даже несмотря на то, что результаты испытаний показывают потенциал восстановления функциональных возможностей человека с ампутированными конечностями в нескольких предварительных исследованиях. Разработка активных протезов является сложной задачей и поэтому должна оставаться предметом будущих исследований, включая расширенные клинические оценки.

 

Список литературы: 

1. Андреева Т.М. Травматизм в Российской Федерации на основе данных статистики // Социальные аспекты здоровья населения. 2010. №4. С.2.

2. Беренев В.П. Исследование скорости проведения нерва и лабильности неровно-мышечного аппарата в диагностике повреждений срединного и локтевого нервов. М., 1973. С.337-339.

3. Беренев В.П. Классическая электродиагностика и определение кривой «интенсивность - длительность» при повреждении нервов: методические рекомендации. М., 1974. 21 с.

4. Биктимирова Ф.М. Структура инвалидности, связанной с ампутацией конечности // Казанский медицинский журнал. 2011. Т. 92. № 2. С.281-284.

5. Бунчук Н.В., Никитин С.С. Диагностика ревматической полимиалгии // Клиническая медицина. 1986. № 5. С.80-86.