Функция равновесия и способность человека поддерживать его баланс в процессе стояния и при ходьбе − значимая характеристика общего состояния человека и предиктор двигательной активности в целом, например качества ходьбы. Субъективное восприятие равновесия не может быть принято в качестве объективного параметра в динамике, например, реабилитации или в качестве критерия эффективности лечения.
Сложность оценки состоит в том, что при спокойном стоянии две трети массы тела человека расположены на высоте двух третей высоты тела над опорой, что, по сути, определяет нестабильность системы изначально, это требует постоянного контроля в удержании. Основными системами, определяющими характеристики баланса, являются зрение (система планирования передвижения), вестибулярная система (воспринимает линейные и угловые ускорения) и соматосенсорная система, воспринимающая положение и скорость всех сегментов тела, ориентацию силы тяжести.
В настоящее время для моделирования баланса равновесия чаще используется биомеханическая модель перевернутого маятника, при этом в зависимости от целей исследования авторы прибегают либо к однозвенной, либо к многозвенной модели. Интегральный контроль, позволяющий осуществить как общий баланс, так и баланс отдельно в каждом звене, − суть равновесия.
Баланс – это общий термин, описывающий динамику положения тела, он позволяет предотвратить падение. Это связано с инерционными силами, действующими на тело, и инерционными характеристиками сегментов. Объективное, с использованием инструментальных методов исследование функции баланса в вертикальной стойке, известно с конца XX века. Наиболее распространена методика с применением платформы с датчиками силы, в разное время получившая названия «постурография», «стабилометрия», «стабилография» и т.д. Несмотря на разработанные алгоритмы и параметры, традиционная стабилометрия имеет ряд ограничений и недостатков. Так, корректировка и обнуление внешней системы координат происходят после установки стоп и располагаются строго по центру / в межлодыжечной точке, что часто не соответствует действительности (например, при декомпенсации и переносе общего центра масс в сторону контралатеральной конечности). С начала XXI века для оценки баланса стали использовать инерциальные сенсорные датчики / акселерометры или бесплатформенные инерциальные системы на их основе (в иностранной литературе обозначаемые как IMU). В системах IMU акселерометрические, гироскопические, магнитометрические датчики позволяют регистрировать изменения одновременно в трех взаимоперпендикулярных плоскостях (фронтальной, горизонтальной и сагиттальной) с большей частотой, чем традиционные стабилометрические платформы, что расширяет их клиническое применение. Несомненная привлекательность инерциальных сенсоров в клинике ограничена отсутствием единой методологии обследования.
Цель исследования − изучить методологию исследования баланса равновесия в вертикальной стойке с использованием инерциального сенсора и обследовать здоровых пациентов для получения норм баланса равновесия в вертикальной стойке.
Материал и методы исследования. Обследованы 186 здоровых человек, без жалоб на состояние опорно-двигательной, вестибулярной, зрительной и нервной систем, без травм в анамнезе (средний возраст – 22,073±0,49 года; 21/20-23) / здесь и далее – среднее арифметическое ± ошибка среднего / мода / интерквартильный размах квартиль 1 – квартиль 3); из них мужчин – 109, женщин – 77. К возрасту 22 года полностью оформляется стратегия поддержания баланса равновесия тела, что позволяет принять данную группу в качестве контроля. Исследование проводилось с помощью инерциального сенсора «Нейросенс», ООО «Нейрософт» (г. Иваново) с ПО Стэдис-Баланс, № РЗН 2018/7458 от 11.07.2022 г. [1]. Сенсор закреплялся в держателе на эластичной ленте и фиксировался в области крестца (проекция L5). Обследования проводились в тихой комнате, при комфортной температуре 22°С, после соответствующего инструктажа − стоять следовало спокойно, без дополнительных произвольных движений, без разговоров, чихания и кашля, глотаний. Установка стоп предлагалась европейская, с расстоянием между пятками 2 см, углом разворота стоп в 30°. Такое положение стоп позволяло вычленить преимущественные колебания в сагиттальной плоскости. Переходные процессы отслеживали предварительным мониторингом без регистрации в течение 1–2 мин, затем проводили регистрацию − по 30 сек с открытыми и закрытыми глазами. Расчет используемых параметров проводили по методике, описанной в работе [2], в 3 плоскостях − сагиттальной, фронтальной и горизонтальной. Регистрировали параметры по угловым ускорениям:
Во временной области:
1) S − площадь проекции доверительного эллипсоида (м2/сек4);
2) Jerk − рывок (Sway jerkiness, time derivative of acceleration) [м2/сек5];
3) Dist − среднее расстояние от центра траектории по ускорению (Mean distance from center of COP (ACC) trajectory) [м/сек2];
4) RMS − среднее квадратическое длин векторов ускорения (Root mean square of COP (ACC) time series) [м/сек2];
5) Path − длина траектории по ускорению (Sway path, total length of COP (ACC) trajectory) [м/сек2];
6) Range − диапазон ускорений (Range of COP displacement (acceleration)) [м/сек2];
7) Mf − средняя частота (число циклов в секунду, которое должно быть пройдено, чтобы покрыть траекторию длиной Path (Mf = Path / (2 * π * Dist * trial duration).
(Mean frequency, the number, per second, of loops that have to be run by the COP (ACC), to cover a total trajectory equal to Path (Mf = Path/ (2*π*Dist*trial duration)) [Гц];
8) Area − площадь выпуклой оболочки траектории по ускорению на единицу времени (Sway area, computed as the area spanned from the COP (ACC) per unit of time) [м2/сек5].
В частотной области:
1) PWR − мощность (квадрат амплитуды) (Total power) [м2/сек4];
2) F50 − медианная частота (частота, ниже которой содержится 50% мощности) (Median frequency, frequency below which the 50 % of PWR is present) [Гц];
3) F95 − 95%-ная частота (частота, ниже которой содержится 95% мощности) (95% power frequency, frequency below which the 95 % of PWR is present) [Гц];
4) CF − центроидная частота (Centroidal frequency) [Гц];
5) FD − дисперсия частоты (Frequency dispersion) [−].
Коэффициент Ромберга − отношение площади проекции доверительного эллипсоида ускорения (S) с закрытыми глазами к такой же площади с открытыми глазами.
Результаты исследования и их обсуждение
Полученные результаты сведены в таблицы 1 и 2.
Таблица 1
Параметры баланса равновесия для пробы стояния в вертикальной стойке с открытыми глазами во фронтальной, горизонтальной и сагиттальной плоскостях (интерквартильный размах – Мода/ 50% наблюдений, 1-го квартиля/ 25% и 3-го квартиля/ 75% наблюдений)
|
Показатели стабилометрии |
Глаза открыты |
||||||||
|
Фронтальная |
Горизонтальная |
Сагиттальная |
|||||||
|
Мода |
Кварт1 |
Кварт3 |
Мода |
Кварт1 |
Кварт3 |
Мода |
Кварт1 |
Кварт3 |
|
|
S, м²/с4 |
0,0023 |
0,0014 |
0,0037 |
0,0017 |
0,001 |
0,0027 |
0,0023 |
0,0016 |
0,0035 |
|
Jerk, м²/с5 |
0,3612 |
0,2328 |
0,5621 |
0,213 |
0,1221 |
0,349 |
0,3403 |
0,2341 |
0,5249 |
|
Dist, м/с² |
0,0105 |
0,0084 |
0,0135 |
0,0079 |
0,0064 |
0,0104 |
0,01 |
0,0084 |
0,0132 |
|
Rms, м/с² |
0,0095 |
0,0079 |
0,0116 |
0,0074 |
0,0057 |
0,0097 |
0,0095 |
0,0079 |
0,0113 |
|
Path, м/с² |
3,8821 |
3,1257 |
4,7978 |
2,8877 |
2,2023 |
3,7982 |
3,7688 |
3,1419 |
4,5631 |
|
Range, м/с² |
0,0578 |
0,0456 |
0,0871 |
0,0538 |
0,0354 |
0,076 |
0,0569 |
0,0449 |
0,0764 |
|
Mf, Гц |
2,103 |
1,6979 |
2,3538 |
1,9719 |
1,5763 |
2,2957 |
2,0489 |
1,6757 |
2,2999 |
|
Area, м²/с5 |
0,00005 |
0,00003 |
0,0001 |
0,00004 |
0,00002 |
0,00007 |
0,00005 |
0,00003 |
0,00008 |
|
Pwr, м²/с4 |
0,0101 |
0,0067 |
0,0174 |
0,023 |
0,0169 |
0,0351 |
0,0096 |
0,0055 |
0,0183 |
|
F50, Гц |
1,7994 |
1,6977 |
1,9392 |
1,9746 |
1,6711 |
2,2393 |
2,0701 |
1,8315 |
2,2682 |
|
F95, Гц |
4,4861 |
4,1986 |
4,7428 |
4,7683 |
4,4652 |
5,2298 |
4,3985 |
4,214 |
4,6984 |
|
Cf, Гц |
4,7125 |
3,7229 |
6,6146 |
4,8301 |
3,9948 |
6,0147 |
4,2666 |
3,538 |
5,2598 |
|
Fd |
117,09 |
55,631 |
209,1 |
104,23 |
58,505 |
168,24 |
77,855 |
41,366 |
133,23 |
|
Коэфф Ромберга |
1,2697 |
1,0316 |
1,7165 |
1,4264 |
1,0504 |
1,8405 |
1,2831 |
0,9982 |
1,7456 |
Таблица 2
Параметры баланса равновесия для пробы стояния в вертикальной стойке с закрытыми глазами во фронтальной, горизонтальной и сагиттальной плоскостях (интерквартильный размах – Мода/ 50% наблюдений, 1-го квартиля/ 25% и 3-го квартиля/ 75% наблюдений)
|
Показатели стабилометрии |
Глаза закрыты |
||||||||
|
Фронтальная |
Горизонтальная |
Сагиттальная |
|||||||
|
Мода |
Кварт1 |
Кварт3 |
Мода |
Кварт1 |
Кварт3 |
Мода |
Кварт1 |
Кварт3 |
|
|
S, м²/с4 |
0,0029 |
0,0017 |
0,0054 |
0,0021 |
0,0012 |
0,0041 |
0,0029 |
0,0018 |
0,0046 |
|
Jerk, м²/с5 |
0,4283 |
0,2703 |
0,7823 |
0,3141 |
0,1467 |
0,533 |
0,4327 |
0,2572 |
0,7112 |
|
Dist, м/с² |
0,0119 |
0,0093 |
0,0152 |
0,01 |
0,0071 |
0,0143 |
0,0113 |
0,0091 |
0,0152 |
|
Rms, м/с² |
0,0105 |
0,0082 |
0,0138 |
0,0085 |
0,0065 |
0,0122 |
0,0104 |
0,0084 |
0,0131 |
|
Path, м/с² |
4,2354 |
3,4608 |
5,462 |
3,5143 |
2,5236 |
4,5567 |
4,2086 |
3,3647 |
5,3577 |
|
Range, м/с² |
0,0655 |
0,0471 |
0,0987 |
0,0612 |
0,0439 |
0,0985 |
0,0615 |
0,046 |
0,0874 |
|
Mf, Гц |
2,0288 |
1,6609 |
2,3588 |
1,866 |
1,5579 |
2,219 |
1,9728 |
1,642 |
2,2663 |
|
Area, м²/с5 |
0,00006 |
0,00004 |
0,0001 |
0,00006 |
0,00003 |
0,0001 |
0,00006 |
0,00004 |
0,0001 |
|
Pwr, м²/с4 |
0,0138 |
0,0083 |
0,0237 |
0,0248 |
0,0177 |
0,0426 |
0,0145 |
0,0075 |
0,0279 |
|
F50, Гц |
1,7702 |
1,665 |
1,9654 |
2,0667 |
1,806 |
2,3651 |
1,9987 |
1,7351 |
2,2356 |
|
F95, Гц |
4,4378 |
4,1736 |
4,7603 |
4,9131 |
4,5 |
5,4315 |
4,5015 |
4,3014 |
4,7698 |
|
Cf, Гц |
4,944 |
3,6913 |
6,7239 |
4,6501 |
3,842 |
5,9346 |
4,6925 |
3,6781 |
5,701 |
|
Fd |
121,92 |
54,92 |
212,88 |
93,948 |
51,27 |
160,21 |
100,46 |
48,211 |
158,82 |
|
Коэфф Ромберга |
1,2697 |
1,0316 |
1,7165 |
1,4264 |
1,0504 |
1,8405 |
1,2831 |
0,9982 |
1,7456 |
Относительно немногочисленные примеры клинического применения технологии IMU аналогичны данному, и их прямое сравнение с группами контроля не применимо, так как способы регистрации разнятся по требованиям эксперимента. Так, в работе A.J. Solomon и соавторов (2015) установлены различия по частотным параметрам, что обусловлено разницей в методологии исследований − группа контроля по требованиям авторского эксперимента обследовалась аналогично больным − на коврике из вспененной резины, со скрещенными на груди руками, меняющими соотношение уравнивающих векторов [3].
Для более взвешенной оценки и несмотря на выполнение критерия согласия Колмогорова–Смирнова по параметрическому характеру распределения, полученные в настоящем исследовании результаты представлены в виде моды (2-й квартиль выборки, наиболее вероятное значение) и 1-го и 3-го квартиля (25% и 75% выборки).
Методики проведения обследования с использованием инерциального сенсора достаточно разнятся, но расположение сенсора на области L5 является наиболее частым вариантом установки, а время регистрации − от 20 сек до 60 сек, наиболее частое − 30 сек, в варианте теста Ромберга (одинаковое время стояния с открытыми и закрытыми глазами), позволяет оценить работу зрительного и проприоцептивного анализаторов, наиболее востребованных для регуляции баланса в спокойном состоянии в вертикальной стойке. Клинически актуальным в проведенном исследовании является расположение сенсора в реальном центре масс конкретного человека − в области крестца, регистрация и анализ акселерометрических данных − угла наклона / его ускорения. Несмотря на определенную сложность в интерпретации получаемой информации, существует ряд исследований, подтверждающих валидность и правомерность информации с сенсоров в сравнении с показателями с традиционных стабилометрических платформ [4, 5, 6, 7] без возможности прямого сравнения. В настоящее время есть работы, подтверждающие, что установленный на пояснице сенсор способен точно различить три плоскости колебаний, а также классификацию показателей баланса, например под влиянием максимального анаэробного утомления [8]. Сенсорные датчики более надежны в отражении динамики изменений со стороны нижних конечностей, не требуют дополнительной обработки нативных данных (в отличие от двойного преобразования на платформах), объективны в отражении высокочастотной полосы колебаний.
С биомеханической точки зрения вопросы иерархии центральных и периферических механизмов при осуществлении контроля поддержания равновесия до настоящего времени носят дискутабельный характер, но большинство авторов склоняются к ведущему «центральному» механизму прямого управления при наличии «автоматической» генерации корректирующих мышечных усилий в ответ на возмущение равновесия. Для здоровых людей тело человека обычно моделируется в виде одномерного перевернутого маятника, который может вращаться в голеностопном суставе в сагиттальной плоскости как единое твердое тело (что подтверждается полученными данными). В этом случае коленный и тазобедренный суставы находятся в замкнутом состоянии, появляется возможность непосредственного измерения контролируемой переменной (угловых ускорений в голеностопном суставе) при игнорировании движений в других суставах нижних конечностей. Такая стратегия носит название голеностопной, вовлеченные в нее механизмы − голеностопной синергией (Ankle (англ.) − лодыжка). Таким образом, в группе здоровых респондентов доминирующими признаками являются признаки А-стратегии, когда преобладающий вклад в кинематику движения обеспечивается поворотом в голеностопном суставе. Высокоинерционная А-синергия эффективна при восстановлении положения центра тяжести при «медленных» возмущениях (в том числе, антигравитационных).
Тело человека представляет собой многозвенную биомеханическую цепь, и особенно актуально это положение для людей с изменениями в суставах нижних конечностей (например, сгибательной контрактурой или миофасциальным болевым синдромом), что вызывает ограничения в замыкании отдельных суставов и изменяет паттерн удержания равновесия. При этом отклонение от положения равновесия приводит к необходимости вырабатывать корректирующие силовые моменты в измененных суставах, и справедливость изменений колебаний в каждом конкретном случае следует рассматривать с точки зрения ограничений «обратной» высокочастотной связи, с клиническими ограничениями. Поэтому изучение баланса равновесия и его изменений при отдельных нозологических формах в сравнении с контролем − актуальная задача дальнейших исследований авторов.
Заключение. Основываясь на полученных результатах и учитывая имеющиеся работы по применению технологии инерциальных сенсоров, авторы статьи могут рекомендовать к клиническому использованию неинвазивный, безопасный, чувствительный и действенный способ оценки баланса равновесия в вертикальной стойке для характеристики контроля позы при различных заболеваниях и травмах.