тел. 8 (3952) 68-33-03

регионы: 8 9 500 500 650

FormFoot@ya.ru
There is no form with this name or may be the form is unpublished, Please check the form and the url and the form management.

Датчики 2012,12, 11697-11711; doi: 10.3390/s120911697                                               

    Датчики ISSN 1424-8220

  1. mdpi.com/journal/sensors

Инновационный метод измерения опущения ладьевидной кости при ходьбе в обуви

Саймон Л. Каппел1,*, Майкл С. Ратлефф2, Дэн Херманн , Оле Симонсен 2, Хенрик Карстофт 1 и Питер Эхрендт1

1         Группа контроля и обработки сигналов, инженерный факультет, Орхусский университет, Финландсгейд 22, Орхус N 8200, Дания; эл. почта: Этот адрес электронной почты защищён от спам-ботов. У вас должен быть включен JavaScript для просмотра. (D.H.); Этот адрес электронной почты защищён от спам-ботов. У вас должен быть включен JavaScript для просмотра. (H.K.); Этот адрес электронной почты защищён от спам-ботов. У вас должен быть включен JavaScript для просмотра. (P.A.)

2         Научно-исследовательский институт ортопедической хирургии, клиника Ольборга – клиника при Орхусском университете, Дания, Сдр. Сковвей 15, Ольборг 9000, Дания; E­Mail: Этот адрес электронной почты защищён от спам-ботов. У вас должен быть включен JavaScript для просмотра. (M.S.R.); Этот адрес электронной почты защищён от спам-ботов. У вас должен быть включен JavaScript для просмотра. (O.S.)

*         Ответственный автор; эл.почта: Этот адрес электронной почты защищён от спам-ботов. У вас должен быть включен JavaScript для просмотра.; тел:+45-519-251-83; факс:+45-418-930-01.

Получено: 28 июня 2012 г.; с поправками: 17 июля 2012 г. /Принято к публикации: 23 августа 2012 г. / Опубликовано: 27 августа 2012 г.

Аннотация: Анализ движения стопы играет важную роль при лечении и предотвращении заболеваний стоп. Измерение траектории движения стопы обутого человека, занимающегося повседневными делами, например, спортом, может стать важным диагностическим инструментом в клинической практике. В данном исследовании описывается процесс создания тонкого, гибкого и крепкого емкостного  датчика натяжения для измерения опущения ладьевидной кости у обутого человека. Измерение опущения ладьевидной кости представляет собой общепринятый способ анализа движения стопы. В настоящей работе анализируется положение  датчика натяжения с целью определения оптимальных точек крепления. Эффективность датчика сопоставлялась с эффективностью работы новейшей видео-системы, отслеживающей положение отражательных маркеров,  прикрепленных непосредственно к стопе. Предварительные результаты эксперимента показывают, что разработанный  датчик натяжения способен измерять опущение ладьевидной кости стопы с такой же точностью, как и видео-системы, и с высокой воспроизводимостью. Сопоставление показателей, полученных при тестировании босых и обутых участников исследования с помощью видео-системы, дает основания утверждать, что разработанный датчик точно измеряет опущение ладьевидной кости в обуви и удобен для пользователя.

Ключевые слова: емкостный  датчик натяжения; анализ ходьбы; движение стопы; динамика стопы; Danfoss PolyPower; диэлектрический электроактивный полимер (ДЭАП); опущение ладьевидной кости; анализ последовательности многочисленных видеокадров

  1. Введение

Стопа человека представляет собой сложную, легкую конструкцию, объединяющую пассивные и активные элементы, которые взаимодействуют друг с другом и обеспечивают перенос веса тела, поддержание равновесия и порождение движущей силы при ходьбе.  Таким образом, правильная или неправильная работа стопы влияет на другие части тела и наоборот. Измерение работы стопы при нагрузке необходимо, чтобы вовремя принять нужные меры для лечения или предотвращения заболеваний стоп.

Существует несколько способов измерения траектории движения стопы при ходьбе босиком. К двум наиболее часто используемым методам относятся 3D технология захвата движения с помощью оптических систем [1,2] и применение инерциальных датчиков [3,4]. Оба указанных метода предполагают, что стопа находится в пределах видимости камер, требуют наличия в обуви отверстий или использования сандалий для крепления инерциальных датчиков непосредственно к ноге. Однако измерение движения стопы необходимо проводить в ситуациях, характерных для повседневной жизни, предполагающих стандартную нагрузку. Поэтому движение стопы должно измеряться в обычной обуви. Измерение движения стопы в обуви позволяет изучить взаимодействие стопы с обувью. Было сделано несколько попыток провести указанные измерения, но ни одна из них не завершилась разработкой эффективного метода, применимого в клинической практике. Существующие методы измерения движения стопы в обуви основаны на использовании специальной обуви [5,6], радиостериометрическом анализе (РСА) [7,8] и динамической МРТ [9,10]. Все эти методы являются дорогостоящими, занимают много времени и не подходят для применения в обычной клинической практике.

В настоящее время одним из используемых в клинической практике методов является измерение опущения ладьевидной кости [11]. Опущение ладьевидной кости – это деформация в сагиттальной плоскости среднего отдела стопы при опорной фазе ходьбы. В зависимости от размера стопы динамическое опущение ладьевидной кости у здоровых людей в среднем составляет 5,3 мм (±1,8 мм) [12], но при наличии заболеваний значение этого показателя может достигать 15 мм. Динамическое опущение ладьевидной кости измеряется как изменение высоты ладьевидной кости (ВЛК) с момента контакта пятки с опорой (КПО) до момента максимального снижения ладьевидной кости (МСЛК) при опорной фазе ходьбы [13]. Мы полагаем, что опущение ладьевидной кости является наиболее подходящим параметром для оценки пронации стопы [14], так как именно этот показатель является надежным индикатором движения таранно-ладьевидной кости [8] и задней части стопы [15]. Степень опущения ладьевидной кости – показатель, имеющий особенно важное значение для лиц, занимающихся спортом, предполагающим нагрузки на ноги, например, бегом. При слишком интенсивном движении ладьевидной кости (например, когда стопа полностью опускается при нагрузке) возникает высокий риск развития повреждений медиальной поверхности голени [16,17], а также коленного сустава [18]. Считается, что при слишком интенсивном движении ладьевидной кости и полном опущении стопы возрастает нагрузка на большую берцовую кость (голень) и возникает усиление ее внутреннего вращения, что приводит к изменению биомеханики нижних конечностей [19,20].

В предыдущем исследовании была разработана система анализа последовательности многочисленных видеокадров (АПМВК). С описанием системы можно ознакомиться, обратившись к первоисточнику [13]. Система АПМВК служит для измерения опущения ладьевидной кости при ходьбе с помощью камеры для записи движения комплекта маркеров, закрепленных на коже медиальной поверхности стопы. Исследования показали, что АПМВК представляет собой надежный метод измерения динамического опущения ладьевидной кости стопы без обуви с точностью 0,5-0,8 мм [13]. Однако основным недостатком данной системы является ее ограниченность: измерения проводятся при ходьбе участника эксперимента босиком по беговой дорожке.

Таким образом, целью данного исследования является разработка системы, способной преодолеть ограничения АПМВК, что позволит проводить динамическое измерение движения стопы при ходьбе в обуви. Опущение ладьевидной кости применялось для измерения движения стопы, при этом система АПМВК выступала в качестве эталона. Была поставлена задача создать тонкий, гибкий  датчик натяжения, способный измерять расстояние между двумя конечными точками, что позволило бы проводить динамическое измерение опущения ладьевидной кости в обуви.

При производстве  датчиков натяжения применялось множество различных технологий, таких как емкостные тензометрические приборы [21], проводящие полимерные композиты [22-24] и диэлектрический электроактивный полимер (ДЭАП) [25]. По параметрам гибкости, толщины и точности был выбран ДЭАП.

  1. Методы исследования

Далее в работе описывается новый тип  датчика натяжения, процедура сбора данных, а также оптимальное положение  датчика на стопе.

  1. 1. Новая разработка. Датчик натяжения.

Новый  датчик натяжения основан на материале ДЭАП, производимом компанией Danfoss PolyPower. Материал называется PolyPower и действует как эластичный емкостный материал [25], способный деформироваться в одном направлении (Таблица 1).

Нами был разработан датчик,основанный на использовании тонколистового материала PolyPower (PBS) (рис. 1 (а, б)). Разработка представляет собой многоразовый переносной датчик, устойчивый к механическим воздействиям и потоотделению стопы. Датчик позволяет измерять динамическую деформацию, возникающую между двумя точками его крепления на медиальной поверхности стопы.

Рисунок 1. (a) PBS, изготовленный из тонколистового материала PolyPower; (б) Схематическое изображение датчика. Область, не подверженная деформации, используется для крепления датчика к коже, а область, подверженная деформации, служит для измерения деформации между двумя точками крепления; (c) Блок-диаграмма системы PBS, измеряющей емкость подключенного PBS.

Таблица 1. Технические данные PolyPower. Примечание: PolyPower способен растягиваться только в одном направлении. Растяжение в ином направлении приводит к повреждению материала.

Максимальное растяжение в эластичном направлении:

100%

Максимальное растяжение в неэластичном направлении:

1%

Модуль нормальной упругости:

1,1 МПа

Плотность:

1,11 г/см3

Не деформирующаяся область разработанного PBS имеет максимальную толщину 1,5 мм, деформирующаяся область имеет толщину в диапазоне 0,40 – 0,60 мм и может выдерживать максимальное растяжение 50% растягивающейся области. Толщина датчика подобрана таким образом, чтобы он мог легко растягиваться и был удобен для пользователя. Благодаря этому датчик практически не влияет на ходьбу и движение стопы. Толщина датчика также позволяет проводить измерения в обуви.

Для измерения изменений емкости PBS электрическая цепь была оснащена специальным синхронизатором (рис. 1(в)). Цепь создана таким образом, чтобы изменение емкости PBS соответствовало изменению частоты синхронизатора. Частота цепи синхронизатора измеряется с помощью микроконтроллера с частотой выборки 200 Гц, что позволяет измерять опущение ладьевидной кости при беге. Данный способ позволяет производить измерения емкости с разрешением 0,13 пФ и в диапазоне частот 200 Гц. Цепь синхронизатора крепится к щиколотке участника эксперимента для сокращения длины проводов от датчика, с целью уменьшения воздействия вредных электрических емкостей.

Перенос выборки данных на компьютер осуществлялся через кабель USB, после чего информация загружалась в программу регистрации данных на компьютере. Программа регистрации данных дает возможность отображения и регистрации данных в реальном времени.

  1. 2. Определение оптимального положения датчика натяжения для измерения опущения ладьевидной кости

Процесс измерения опущения ладьевидной кости посредством  датчика натяжения является опосредованным, так как датчик натяжения способен проводить измерение только растяжения между двумя точками крепления на стопе. По этой причине мы провели анализ для выявления приблизительного расположения двух оптимальных точек крепления. Анализ основан на измерениях, полученных с помощью процедуры АПМВК. Измерения проводились на испытуемом, данные которого содержатся в таблице 2. Были собраны данные по 20 последовательным шагам при ходьбе по беговой дорожке. Испытуемого попросили выбрать желаемую скорость ходьбы [26], что составило 5 км/ч.

Таблица 2. Данные испытуемого Результат измерения опущения ладьевидной кости, указанный в таблице, был получен с помощью процедуры АПМВК и представляет собой среднее значение, полученное на основании 72 последовательных шагов. Опущение ладьевидной кости находится в стандартном диапазоне значений опущения ладьевидной кости [12]. ДИ = доверительный интервал.

Рост

Длина стопы

Вес

Возраст

Пол

Опущение ладьевидной кости

192 см

280 мм

80 кг

25 лет

мужчина

7,2 мм (95% ДИ:7,0;7,5)

Камеры, используемые при процедуре АПМВК, имеют кадровую частоту 114 Гц; координаты маркеров, закрепленных на стопе, были рассчитаны для каждого записанного изображения. Две точки отсчета на стопе использовались для построения локальной системы координат, которую можно использовать для расчета смещения сравнительного маркера. Было принято, что маркер, установленный на медиальной поверхности пяточной кости (точка В рисунок 2), на всех снимках имеет локальную координату (0,0). Маркер на передней части стопы (точка A рисунок 2) имел локальную координату (x,0) на всех снимках, где x - локальная координата x (рис. 2).

Локальная система координат была наложена на каждый снимок стопы. При этом движение маркеров определялось как изменение локальных координат от снимка к снимку. Движение каждого маркера при ходьбе показано скоплениями красных точек на рисунке 2.

Рисунок 2. Ряд измерений производился с помощью системы АПМВК, измерения были объединены для определения оптимального положения  датчика натяжения. Скопления красных точек в различных положениях стопы указывают на смещение маркера при ходьбе в данном конкретном положении по отношению к точкам А и В. Оптимальное положение показано с помощью положения  датчика натяжения.

 

Измерения смещения маркеров указывают на то, что движение ладьевидного бугорка соответствует движению медиальной поверхности стопы. По этой причине нижняя точка крепления не должна располагаться на ладьевидном бугорке.

Важным требованием при выборе оптимального положения датчика было избегать воздействия нагрузки на стопу на датчик. Поэтому датчик должен контактировать с кожей между двух точек крепления. Для измерения движения ладьевидного бугорка мы выбрали положение, в котором движение верхней точки крепления имеет наименьшее воздействие на деформацию датчика. Было установлено, что оптимальная точка находится в том месте, где основная ось скопления точек вблизи ладьевидного бугорка была близка к перпендикулярному положению по отношению к основной оси скопления точек вблизи выступающей части лодыжки.

Мы пришли к выводу, что оптимальная верхняя точка крепления расположена приблизительно в 20 мм за выступом средней части лодыжки, в то время как оптимальная нижняя точка крепления располагается приблизительно в 20 мм за и приблизительно на 20 мм ниже ладьевидного бугорка. При размещении датчика в таком положении он контактирует с кожей между двух точек крепления. На стопе испытуемых угол между главной осью скоплений точек в точках крепления составил приблизительно 120° (рис. 2). Весьма вероятно изменение угла при проведении измерений на разных объектах, однако измерения показывают, что движение верхней точки крепления окажет минимальное воздействие на  датчик натяжения, установленный в указанном положении.

 

  1. 3. Определение степени надежности системы PBS в сравнении с системой АПМВК

Для определения степени надежности системы PBS в сравнении с системой АПМВК данные, полученные с помощью двух систем, должны быть синхронизированы. Блок синхронизации, содержащий микроконтроллер и 18 светодиодов, был разработан для предоставления возможности синхронизации выборки данных, полученных с помощью PBS и системы АПМВК при ходьбе и беге (рис. 3(г)). Блок синхронизации был установлен в зоне видимости задней камеры системы АПМВК (рис. 3(в)). Микроконтроллер, вмонтированный в блок синхронизации, измеряет частоту цепи синхронизатора (рис. 3(б)). Два светодиода на блоке синхронизации были оставлены светящимися, а оставшиеся 16 светодиодов использовались для отображения измерений в рефлексном двоичном коде [27]. В результате записи, полученные с помощью АПМВК и PBS, могут быть синхронизированы.

Рисунок 3. (a) PBS и маркеры были закреплены непосредственно на стопе для получения одновременных измерений опущения ладьевидной кости; (б) Цепь синхронизации использовалась для измерения текущей емкости датчика. Цепь синхронизации была закреплена на щиколотке с помощью липкой ленты; в) Блок синхронизации был установлен в зоне видимости задней камеры системы АПМВК; г) Блок синхронизации содержал светодиоды для отображения измерений, записанных задней камерой АПМВК, и микроконтроллер для измерения частоты цепи синхронизации.

 

Скрип Matlab® использовался для определения номера выборки PBS, отображенного с помощью светодиодов на снимках, полученных системой АПМВК. Это позволило добиться последовательной синхронизации образцов выборки, полученных с помощью системы АПМВК и системы PBS, соответственно. В связи с тем, что частота выборки системы PBS составляет 200 Гц, а кадровая частота системы АПМВК составляет 114 Гц, был использован алгоритм интерполяции для увеличения частоты выборки данных системы АПМВК.

Синхронизированное опущение ладьевидной кости было рассчитано для каждого шага на основании синхронизированных данных измерений, полученных с помощью систем АПМВК и PBS, соответственно. Данный метод предоставил возможность пошагового сравнения данных.

Данные, полученные системой АПМВК, обрабатывались с помощью специально написанного скрипта Matlab®, который называется Fodex [13]. Fodex рассчитывает время КПО, МСЛК и подъема пальцев ноги (ПП). Анализ данных PBS основан на данных, представленных Fodex. КПО, основанный на данных PBS, был рассчитан как локальный минимум в интервале ±10% длины шага приблизительного положения КПО по АПМВК. Было установлено, что расположение стопы при МСЛК, основанное на данных PBS, представляет собой максимальную деформацию.

Измерения, позволяющие определить степень надежности системы PBS в сравнении с системой АПМВК, были проведены на объекте исследования, описанном в таблице 3. Были собраны данные при ходьбе по беговой дорожке. Испытуемого попросили выбрать желаемую скорость ходьбы [26], что составило 5 км/ч.

Таблица 3. Данные испытуемого

 

Рост

Длина стопы

Вес

Возраст

Пол

175 см

245 мм

66 кг

28 лет

Мужчина

PBS и маркеры системы АПМВК были одновременно закреплены непосредственно на стопе испытуемого, как показано на рисунке 3(a). Маркеры были закреплены в соответствии с процедурой, описанной в источнике [13]. После предварительной обработки стопы защитным спреем нижняя часть PBS была закреплена с помощью пластыря для фиксации. Верхняя часть PBS была закреплена с помощью липкой ленты.

Испытуемого просили ходить по беговой дорожке; после набора соответствующего темпа, начинался процесс сбора данных. Данные регистрировались приблизительно через каждые 70 секунд. Повторное тестирование было проведено с участием того же испытуемого с использованием того же датчика PBS через 2 часа. PBS был снят со стопы; во время перерыва между тестированием и повторным тестированием испытуемый носил обувь.

  1. 4. Измерения в обуви с помощью системы PBS

Эффективность системы PBS для измерений, проводимых в обуви, была исследована на том же испытуемом. Для проведения сравнения измерений в обуви и без нее первоначально были получены измерения без обуви. После записи объекта исследования попросили надеть носки и обувь, затем были проведены новые измерения. Оба измерения были проведены при использовании тех же настроек и соблюдении тех же процедур, которые применялись для определения степени надежности. Единственное изменение состояло в том, что при измерении испытуемый надел носки и обувь. На испытуемом были белые кроссовки Adidas® Superstar, европейский размер 42 (обычный для мужчины размер ноги).

Время этапов ходьбы (МСЛК и КПО) при измерении в обуви было округлено вручную в связи с невозможностью использования системы АПМВК для измерений в обуви. Опущение ладьевидной кости было рассчитано для каждого шага на основании наступления этапов МСЛК и КПО для измерения показателей стопы без обуви и с обувью, соответственно.

 

  1. Результаты исследования
  2. 1. Техническая точность PBS

Отношение между электрической емкостью и деформацией PBS показано на рисунке 4. Система PBS использовалась для измерения емкости PBS, деформация PBS измерялась с помощью штангенциркуля. PBS подвергалась деформации в максимальных пределах 0,5 мм при деформации до 20 мм, что соответствовало 50%-ной деформации. Линейное приближение и коэффициент детерминации были определены для тестирования и повторного тестирования, соответственно (рисунок 4). Повторное тестирование было проведено для определения надежности PBS. Изменение уклона линейного приближения от тестирования к повторному тестированию составило 2,5%. Повторное тестирование характеризует типичный PBS, использованный в исследовании.

Рисунок 4. Отношение между измеренной электрической емкостью и деформацией PBS. Измерения проводились с помощью разработанной системы и были получены в пределах 0,5 мм при деформации до 20 мм, что соответствовало 50%-ной деформации.

Рисунок 5. Изменение уклона линейного приближения отношения между деформацией PBS и электрической емкостью, измеренного с применением разработанной системы. График показывает изменение уклона в процентном соотношении и измерение уклона в мм/пФ.

Для проверки временного изменения уклона линейного приближения, типичный PBS был проверен несколько раз в течение девяти месяцев. Емкость была измерена в двух разных значениях деформации, был произведен расчет линейного приближения. Измерения показали максимальное изменение в уклоне 4% (рис. 5), что соответствует точности 0,4 мм в стандартном PBS при опущении ладьевидной кости 10 мм.

  1. 2. Определение степени надежности измерений опущения ладьевидной кости

Распределение измерений опущения ладьевидной кости, проведенных одновременно с помощью PBS и системы АПМВК, показано на рисунке 6. Черная линия имеет уклон 1 и пересекает ось y при средней разности между измерениями опущения ладьевидной кости АПМВК и PBS, приведенными в таблице 4. Коэффициент корреляции между измерениями АПМВК и PBS соответствует смешанному моменту корреляции Пирсона r = 0,39 при проведении тестирования и r = 0,24 при проведении повторного тестирования. Было установлено, что корреляции между АПМВК и PBS в ходе проведения тестирования и повторного тестирования являются статистически значимыми при уровне значимости 5% (p = 0,002 и p = 0,028).

Рисунок 6. (a) Тестирование с построением диаграммы рассеяния; (б) Повторное тестирование с построением диаграммы рассеяния. Диаграммы рассеяния указывают на схожий разброс вблизи подобранной линии для низких и высоких измерений опущения ладьевидной кости, что свидетельствует о линейных отношениях между измерениями PBS и АПМВК.

Таблица 4. Средние значения, основанные на измерениях, полученных системой АПМВК и системой PBS, соответственно. Испытуемый имеет нормальное значение опущения ладьевидной кости [12].

Параметр

Тестирование

Повторное тестирование

Среднее значение ОЛК АПМВК [мм]

4,8 (95%ДИ: 4,6;5,0)

5,1 (95%ДИ:5,0;5,2)

Среднее значение ОЛК PBS [мм]

4,4 (95%ДИ:4,3;4,6)

4,5 (95%ДИ: 4,4;4,6)

Средняя разность [мм]

0,4 (95%ДИ:0,1;0,6)

0,6 (95%ДИ:0,4;0,7)

Количество измерений

63

88

Было установлено, что изменение среднего значения опущения ладьевидной кости между значениями, полученными в ходе тестирования и повторного тестирования с применением системы АПМВК (Таблица 4), является статистически значимым (p = 0,015). Было установлено, что изменение в измерениях опущения ладьевидной кости между значениями, полученными в ходе тестирования и повторного тестирования с применением системы PBS, не является статистически значимым (p = 0,509).

Высота ладьевидной кости, измерение которой проводилось с помощью системы АПМВК, и деформация PBS изображены как функция времени на рисунке 7.

Рисунок 7. Измерения высоты ладьевидной кости Система АПМВК и система PBS синхронизированы по времени с применением метода, описанного в разделе 2.3 (a) Измерение опущения ладьевидной кости стопы без обуви с применением системы PBS; (б) Измерение опущения ладьевидной кости стопы без обуви с применением системы АПМВК. Данные, полученные с помощью АПМВК, представлены по нарастанию для упрощения сравнения с измерениями PBS; (в) Стопа с указанием фазы ходьбы.

  1. 3. Предварительное измерение опущения ладьевидной кости стопы с обувью с применением системы PBS

Среднее значение опущения ладьевидной кости стопы с обувью было определено как 3,90 мм (95%ДИ: 3,55;4,24), в то время как среднее значение опущения ладьевидной кости стопы без обуви было определено как 5,02 мм (95%ДИ: 4,86;5,17) Временное сравнение полученных данных представлено на рисунке 8. Калибровка PBS производилась до и после измерений в обуви и не показала различий в технической точности датчика. После снятия PBS со стопы заметные повреждения PBS не наблюдались. Испытуемому был задан вопрос о дискомфорте, причиняемом PBS при его закреплении на стопе. На что последовал ответ о едва заметном ощущении наличия датчика.

 

Рисунок 8. Измерения высоты ладьевидной кости Результаты измерений были вручную расположены линейно. (а) Измерение опущения ладьевидной кости стопы с обувью с применением системы PBS. Было установлено, что датчик невосприимчив к ношению испытуемым обуви. Время КПО м МСЛК отмечено вручную, в связи с чем представляет собой предполагаемую величину; (б) Измерение опущения ладьевидной кости стопы без обуви с применением системы АПМВК; (в) Стопа с указанием фазы ходьбы.

  1. Обсуждение результатов

Целью данного исследования была разработка системы динамического измерения опущения ладьевидной кости при ходьбе в обуви и без нее. Было проведено измерение отношения между электрической емкостью и деформацией PBS. Расчеты коэффициента детерминации доказывают, что неточность, связанная с линейным приближением, является ничтожной. В связи с линейным отношением между деформацией и электрической емкостью калибровка PBS может производиться только по двум калибровочным измерениям.

Ошибка при калибровке PBS, наблюдаемая в динамике, вероятнее всего была вызвана неточностью метода калибровки, при котором только два значения деформации используются при расчете уклона линейного приближения. Данный метод калибровки применялся в связи с тем, что он отражает ежедневное использование датчика, а измерения дают основания полагать, что датчик имеет допустимую точность в динамике при использовании данного метода калибровки. Для определения степени надежности системы PBS в сравнении с системой АПМВК были получены и впоследствии синхронизированы одновременные измерения с помощью системы PBS и системы АПМВК.

Диаграммы рассеяния (рис.6) синхронизированных измерений опущения ладьевидной кости указывают на схожий разброс вблизи подобранной линии для низких и высоких измерений опущения ладьевидной кости, что свидетельствует о линейных отношениях между измерениями PBS и АПМВК.

 

Смешанные моменты корреляции Пирсона указывают на статистически значимую корреляцию между измерениями. Визуально заметно некоторое рассеяние. Рассеяние может быть вызвано отличиями в движении стопы, фиксируемыми при измерении с помощью системы PBS и системы АПМВК. PBS закреплен на щиколотке. По этой причине движение щиколотки будет оказывать влияние на деформацию датчика. Более того, PBS закреплен таким образом, чтобы датчик контактировал с кожей между двух точек крепления. Это означает, что PBS записывает движение среднего отдела стопы как в сагиттальной, так и во фронтальной плоскости, тогда как система АПМВК записывает только сагиттальную деформацию среднего отдела стопы, так как используется только одна камера. Ранее проведенные исследования подтверждают представление о циклическом движении по направлению вниз и поперечном движении ладьевидной кости [28]. Более того, нам известно, что движение ладьевидной кости несколько отличается от шага к шагу, поэтому мы предвидели незначительные изменения в опущении ладьевидной кости при ходьбе [26].

Изменение среднего значения опущения ладьевидной кости между значениями, полученными в ходе тестирования и повторного тестирования с применением системы АПМВК (Таблица 4), находится в диапазоне значений технической точности системы АПМВК, даже притом, что изменение является статистически значимым (p = 0,015). Было установлено, что изменение в измерениях опущения ладьевидной кости между значениями, полученными в ходе тестирования и повторного тестирования с применением системы PBS не является статистически значимым (p = 0,509). Это указывает на то, что точность измерений PBS совместима с точностью измерений системы АПМВК, что также отражается в большей технической точности PBS.

Средние разности, указанные в таблице 4, представляют собой разности в средних значениях, основанные на измерениях, полученных с помощью системы АПМВК и системы PBS, соответственно. Даже несмотря на то, что две системы записывают различное движение стопы, разность в средних значениях находится в пределах точности системы АПМВК, точность которой составляет 0,5-0,8 мм [13].

Временное сравнение измерений, полученных с помощью PBS и АПМВК (рис.7), указывает на то, что время КПО, основанное на измерениях PBS, сходно со временем КПО полученным в измерениях АПМВК. КПО, основанное на измерениях PBS, характеризуется снижением деформации PBS. Основываясь на том, что МСЛК является максимально низкой высотой ладьевидной кости при опорной фазе, МСЛК имеет схожее расположение в двух измерениях. Разность во времени КПЛ и МСЛК при измерениях АПМВК и PBS вероятнее всего объясняется различием в движении стопы, которое регистрируют две системы. Разность между опущением ладьевидной кости, измеренным с помощью системы АПМВК и системы PBS, находится в пределах точности системы АПМВК [13]. На основании данных предварительных измерений показано, что система PBS способна измерять опущение ладьевидной кости.

При измерении, проводимом в обуви, наблюдается снижение опущения ладьевидной кости в сравнении с измерениями, проводимыми без обуви. Одно из возможных объяснений предполагает, что контуры стельки и обуви могут поддерживать свод стопы и тем самым снижать опущение ладьевидной кости [29]. Однако данное положение является лишь гипотезой, и возможны также прочие объяснения, например, ошибка измерения.

При рассмотрении рисунка 8 видно, что характерное снижение деформации PBS при КПО наблюдается в двух измерениях, и максимальная деформация расположена приблизительно на том же расстоянии от КПО в обоих измерениях. Несмотря на предварительный характер измерений, результаты предполагают, что PBS, используемый для измерений в обуви, показывает то же движение стопы, что и PBS при использовании его без обуви. Определение степени надежности PBS, приведенное в предыдущем разделе, показывает, что PBS способен измерять опущение ладьевидной кости при ходьбе в обуви. Поверка датчика до и после измерений в обуви, а также тот факт, что повреждений датчика не было обнаружено, указывают на то, что датчик невосприимчив к ношению индивидом обуви.

  1. Заключение

В данной работе мы описали разработку  датчика натяжения для измерения опущения ладьевидной кости, которое является наиболее используемым параметром измерения движения стопы.

 Датчик натяжения создан из ДЭАП, производимом компанией Danfoss PolyPower; была разработана особая процедура для измерения деформации датчика. Был проведен анализ для определения оптимального положения  датчика для измерения опущения ладьевидной кости, на стопе были определены две точки оптимального крепления.

 Датчик натяжения и маркеры системы АПМВК были закреплены на стопе объекта исследования без обуви. Одновременно были получены измерения двух систем для определения степени надежности измерений  датчика натяжения. Измерения показали линейные отношения между измерениями опущения ладьевидной кости, полученными с помощью системы АПМВК и системы PBS, соответственно. Также было проведено временное сравнение измерений высоты ладьевидной кости, синхронизированных по времени. Данное сравнение показало сходное расположение характерных точек при ходьбе.

Были также получены предварительные измерения, проводимые в обуви, что показало устойчивость  датчика натяжения к ношению обуви испытуемым. Испытуемый, носивший датчик, не замечал его присутствия при ходьбе. Временное сравнение измерений в обуви и без нее показало сходную деформацию датчика. Расчеты среднего значения опущения ладьевидной кости показали незначительное снижение опущения ладьевидной кости при ношении испытуемым обуви. Данное снижение можно объяснить тем, что обувь поддерживает стопу при ходьбе.

Несмотря на предварительный характер полученных результатов, корреляция между деформацией датчика и опущением ладьевидной кости имеет предпосылки для проведения дальнейшего исследования. Необходимо проведение клинических испытаний для оценки применения данного устройства при измерении опущения ладьевидной кости, проводимом в обуви, в клинических условиях.

Базель, Швейцария. Данная статья находится в свободном доступе Creative Commons - http:creativecommons.

АВТОРСКОЕ ПРАВО ПОД ОХРАНОЙ!!!

Копирование и публикация данных материалов разрешена только с согласия правообладателя.

 т. 8 (395) 266-11-80, и 8 9 500 500 650

Вверх
Создание сайта: