Сетевое издание

Современные проблемы науки и образования

ISSN 2070-7428

"Перечень" ВАК

ИФ РИНЦ = 1,006

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)

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)

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.