Мышцы нижней конечности таблица: Мышцы и фасции нижней конечности. Анатомия мышц ноги и таза : Farmf

Содержание

Мышцы нижней конечности человека: строение, функции

Нижние конечности (ноги) несут на себе достаточно большую нагрузку. В их задачи входит обеспечение передвижения и опоры. Мышцы нижних конечностей, анатомия которых будет описана подробно в статье, считаются самыми мощными из всех. Далее рассмотрим мускулатуру ног подробнее.

Общие сведения

Мышцы нижних конечностей человека развиты очень хорошо. Они корректируют сгибание, разгибание, приведение, отведение ног в коленном и тазобедренном суставе, движение пальцев и стопы. Нижние конечности включают в себя две мускульные группы. К первой относят волокна области таза. Вторую группу составляют мышцы свободной нижней конечности. Мускулатура тазовой области начинается собственно от таза, поясничных позвонков и крестцовой зоны. Волокна также фиксируются к бедренной кости. В задачи мускулатуры этой части ноги входит удержание тела в вертикальной позиции, разгибание/сгибание тазобедренного сустава и координация движений бедра. Мышцы свободной нижней конечности включают в себя сегменты бедра, стопы и голени.

Мускулатура бедра

Мышцы нижних конечностей человека в этой области разделены на три группы. Так, выделяют передний, задний и медиальный отделы. К первому относят сгибатели, ко второму – разгибатели. В третью группу входят мышцы, приводящие бедренную часть ноги. При значительной массе и протяженности эти мышцы нижних конечностей человека могут развивать большую силу. Их активность распространяется на коленный и тазобедренные суставы. Мускулатура бедра выполняет динамическую и статическую задачи во время ходьбы и стояния. Так же как и сегменты таза, эти волокна достигают максимального своего развития в связи со способностью к прямохождению.

Мышцы нижних конечностей: анатомия. Передняя группа бедренной мускулатуры

В нее входит портняжная мышца. Волокна начинаются от передней верхней подвздошной кости. Сегмент пересекает бедренную поверхность медиально, сверху вниз косо. Участок прикрепления – бугристость большеберцовой кости и фасция голени. В этом месте волокна образуют сухожильное растяжение. На участке прикрепления оно срастается с аналогичными элементами полусухожильной и тонкой мышц, формируя фиброзную треугольную пластинку – «гусиную лапку». Под ней расположена ее сумка. Этой мышцы нижних конечностей функции заключаются в повороте кнаружи бедра, его сгибании и приведении голени.

Четырехглавые волокна

Они формируют сильную и крупную мышцу. Она отличается большой массой. Четырехглавая мышца включает в себя четыре сегмента: промежуточный, медиальный, латеральный и прямой. Практически со всех сторон волокна прилегают к бедренной кости. В дистальной трети 4 головки образуют одно сухожилие. Оно прикреплено к бугорку большеберцовой кости, боковым краям и верхушке надколенника.

Прямые волокна

Ими образована мышца, начинающаяся от передней нижней подвздошной кости. Между волокнами и костью расположена синовиальная сумка. Мышца пролегает вниз впереди тазобедренного сустава. Далее она выходит на поверхность между портняжным сегментом и волокнами широкой фасции. В результате она занимает положение спереди от широкой промежуточной мышцы. Заканчивается сегмент сухожилием. Оно фиксируется к основанию надколенника. Прямая мышца отличается перистым строением.

Латеральный сегмент

Эта широкая мышца бедра считается самой крупной из четырех. Она начинается от межвертельной линии, ягодичной бугристости, большого вертела, верхней части бедренной шероховатой линии, латеральной перегородки. Волокна фиксируются на сухожилии прямой мышцы нижней конечности, бугорке большеберцовой кости, верхнелатеральной области надколенника. Часть сухожильных пучков продолжается в поддерживающую латеральную связку.

Медиальный сегмент

Эта широкая мышца имеет достаточно обширное начало. Она отходит от нижней половины межвертельной, медиальной губы шероховатой линии, а также от медиальной бедренной перегородки. Фиксируются волокна к верхнему концу основания надколенника и передней стороне медиального мыщелка на большеберцовой кости. Сформированное этой мышцей сухожилие участвует в образовании поддерживающей медиальной связки надколенника.

Промежуточные волокна

Они формируют широкую мышцу, начинающуюся от верхних двух третей латеральной и передней сторон тела кости бедра, от нижней части латеральной губы шероховатой линии бедра и от латеральной межмышечной перегородки. Прикрепляется к основанию надколенника и вместе с сухожилиями прямой, латеральной и медиальной широких мышц бедра участвует в образовании общего сухожилия четырехглавой мышцы бедра.

Мускулатура голени

Она, как и прочие мышцы пояса нижней конечности, развита достаточно хорошо. Это обусловлено задачами, которые она выполняет. Эти мышцы нижней конечности связаны с динамикой, статикой и прямохождением. Волокна обширно начинаются на фасциях, перегородках и костях. Их сокращение координирует движение голеностопного и коленного суставов. Мышцы нижней конечности в этой части разделены на латеральную, переднюю и заднюю группы. К последней относят длинные сгибатели пальцев: большого и остальных, подколенный, камбаловидный и икроножный сегменты. Также в этой группе присутствует большеберцовая задняя мышца. В переднем отделе выделяют длинные разгибатели пальцев: большого и прочих. Также здесь присутствует большеберцовая передняя мышца. В латеральном отделе выделяют длинный и короткий малоберцовые сегменты.

Задняя группа

Мускулатура этого отдела образует глубокий и поверхностный слои. Наибольшее развитие отмечается в трехглавой мышце. Она пролегает поверхностно и формирует характерную округлость голени. Глубокий слой образуют небольшая подколенная и три длинные мышцы: сгибатели пальцев: большого и прочих, а также задняя большеберцовая. Они отделены пластинкой фасции голени от камбаловидного сегмента.

Латеральная группа

Ее формируют малоберцовые мышцы нижней конечности: короткая и длинная. Они пролегают по латеральной стороне голени. Находятся эти мышцы между межмышечными перегородками (задней и передней) под фасцией.

Мускулатура стопы

Вместе с фиксирующимися к костям сухожилиями сегментов голени, которые относятся к латеральной, передней и задней группам, в самой нижней части ноги имеются собственные (короткие) волокна. Их начало и участок прикрепления находится на скелете стопы. Короткие мышцы имеют сложные функциональные и анатомо-топографические взаимосвязи с теми сухожилиями мускулатуры голени, места фиксации которых также расположены на костях этой части ноги.

Мускулатура подошвы стопы

В этой области выделяют медиальную (в области большого пальца), латеральную (в районе мизинца) и среднюю (промежуточную) группы мышц. На подошве первый и второй отделы, в отличие от таковых на кисти, представлены меньшим количеством волокон. При этом средние мышцы на стопе усилены. В общем, на подошве присутствует 14 коротких волокон. Три сегмента относятся к медиальной группе, 2 формируют латеральную. В составе среднего отдела 13 мышц: 7 межкостных и 4 червеобразных, а также квадратная и короткий сгибатель. В поддержании сводов значительная роль отводится мускулатуре не только самой стопы, но и голени. За счет этого напряжение связочного аппарата существенно снижается.

Борозды и каналы

В них проходят нервы и крупные сосуды ног. В бедренной части они находятся между медиальной и передними группами, в районе коленного сочленения – в подколенной ямке, на подошве – между средним и латеральным, а также между средними медиальным отделами, на голени – между мышцами задней поверхности.

Тазовые мышцы нижних конечностей: таблица

Эта зона имеет практически неподвижное сочленение с крестцовой областью позвоночника. В связи с этим мускулатура, приводящая его в движение, отсутствует. Однако деятельность тазобедренного сустава и позвоночника контролируют именно эти мышцы нижних конечностей человека. Таблица, представленная далее, обобщает всю данную информацию.

Название мышцы

Задачи

Подвздошно-поясничная

Сгибание тазобедренного сустава, вращение бедра кнаружи

Малая поясничная

Натяжение подвздошной фасции

Большая ягодичная

Разгибание ноги в тазобедренном суставе

Средняя ягодичная

Отведение бедра. При сокращении внутренних волокон – вращение внутрь, задних – наружу

Малая ягодичная

Отведение бедра. При сокращении внутренних волокон вращает бедро внутрь, задних – наружу

Напрягатель широкой бедренной фасции

Сгибание и пронация бедра, напряжение широкой фасции

Грушевидная

Вращение бедра наружу

Внутренняя запирательная

Нижняя и верхняя близнецовые

Наружная запирательная

Боли в ногах

Болезненность в мышцах может развиться вследствие разных патологий. К ним, в частности, относят:

  • Заболевания позвоночника (ишиас и радикулит, невриты и невралгии).
  • Патологии костей, связок и суставов (артрозы, артриты, бурсит, фасции, тендинит, плоскостопие, переломы, опухоли).
  • Непосредственное повреждение мышц (разрывы связок, миозит, фибромиалгия, судороги, переутомление и перенапряжение).
  • Нарушения в обменных процессах и патологии клетчатки (целлюлит, ожирение и прочие).

При паратенонитах и миоэнтезитах появляются боли тянущего характера в мышцах. Они возникают вследствие воспалительного поражения волокон и связок ног. Причиной патологий является перенапряжение мышц на фоне интенсивных нагрузок. Сопровождаются заболевания образованием микротравм мускулатуры и связок. В качестве дополнительных факторов риска выступают переохлаждение, хронические патологии, общее утомление.

В заключение

Как известно, мышцы принимают активное участие в оттоке крови по венам. В процессе тренировки мускулатуры одновременно осуществляется и увеличение массы миокарда. Это позволяет переносить значительные нагрузки. В процессе мышечной деятельности в организме выделяются биологически активные соединения – эндорфины. Они способствуют адаптации тканей и органов к разнообразным негативным воздействиям и провоцируют прилив энергии и сил. На фоне физической нагрузки происходит стимулирование органов защитной системы организма. В связи с этим специалисты рекомендуют регулярно заниматься спортом, физкультурой, выполнять гимнастические упражнения, совершать прогулки. Эти мероприятия имеют особенное значение для пожилых людей. При занятиях спортом в детском возрасте формируется правильная осанка, пропорционально развиваются скелет и мускулатура.

Paradigms of Lower Extremity Electrical Stimulation Training After Spinal Cord Injury

Текущее исследование продемонстрировало два различных парадигм электрической стимуляции. Один парадигмы сосредоточена на осуществлении прогрессивной загрузки подготовленных мышц вызывают гипертрофии скелетных мышц и другая парадигма предназначен прежде всего для повышения производительности сердечно метаболических через повышения аэробной способности. Исследования, сравнить обе парадигмы и подчеркнуть плюсы и минусы каждого из них.

NMES-RT оказалась эффективной в восстановление размер мышц и вызывая гипертрофии у лиц с острой и хронической SCI19,20,21,,2223,24. Текущий вмешательства опирается на двухканальной стимуляции единиц, которые скорее всего будут доступны в самых клинических параметров или для домашнего использования для лиц с SCI. Существует необоснованные миф, что прогрессивной загрузки разгибателей парализована колено может привести к перелом мыщелков бедра или голени. Однако основываясь на имеющихся данных, мы и другие не испытывали один число переломов. Это может подчеркнуть, что текущий протокол безопасных и доступных для использования после SCI.

При использовании NMES-RT, двухфазный волна является предпочтительным, поскольку доказано, чтобы быть безопасным и способны генерировать мощные мышц, которые могут продлить ноги против силы тяжести во время подъема лодыжки веса. Для тех людей, с нетронутым ощущение двухфазный волны, как представляется, будет более комфортным и терпимым. Частота (30 Гц), двухфазный продолжительность (400 МКС) с интервалом между импульса (50 µs) выбираются основанный на ранее опубликованные исследования показывают, что более низкая частота снижает мышечную усталость и помогает производить столбнячной сужением разгибателей коленного37 ,38. Длительность импульса, МКС 450 показал увеличить активации стимулировали мышц и генерировать больше вызвала крутящий момент, обеспечивая максимальный набор парализованных мышц во время обучения

37. Кроме того необходимо постепенно увеличить ток избегать использования чрезмерной амплитуда тока, что может привести к быстрой мышечной усталости в разгибателей коленного сустава. Стратегии подготовки кадров, включая количество отдыха, частоту и длительность импульса предназначены для предотвращения возникновения неблагоприятных событий похож на вегетативные dysreflexia, особенно у людей с уровнем травматизма выше T4.

NMES-RT до Велоспорт может вызвать больше мышечной гипертрофии и уменьшить мышечную усталость. Повышенная утомляемость устойчивость и прочность могут оптимизировать Фес-LEC Велоспорт и максимизации результатов обучения. Gorgey et al. показали, что 12 недель, два раза в неделю, РТ NMES вызвало более чем 35% увеличение размера мышц и снижение МВФ и висцеральных жировой ткани22. Кроме того NMES-RT показал увеличение (GLUT-4) концентрация глюкозы транспортер типа-4, который связан с повышенной утомляемости сопротивления

36,46. Sabatier et al. сообщили, что сопротивление усталости подготовленных колена разгибателей увеличилось на 33%, после 18 недель NMES-RT и пришел к выводу, что NMES-RT достаточно, чтобы вызвать мышечной гипертрофии, также уменьшить мышечную усталость46. NMES-RT показал вызывают позитивные адаптации в митохондриях мышечных клеток. Райан и др. отметил 25% улучшения в митохондриальной емкостью, после 16 недель NMES-RT, два раза в неделю, у лиц с хроническими полный SCI23. A комбинированные учебные программы, как описано в текущем рукописи, предназначен для увеличения мышечной массы и сокращения мышц усталость может улучшить кардиометаболического здоровья и способствовать Фес-LEC является более эффективным.

Есть ограниченные свидетельства кардиометаболического адаптации после длительного Фес-LEC людьми с SCI. Фес-LEC подготовки колебалась от 2 до 7 раз в неделю в течение 1,5-12 месяцев; продолжительность осуществления варьировался от 20 до 60 мин

26. Последние исследования с использованием Фес-LEC показал скромные улучшения в чувствительности к инсулину и аэробные31,32. Мор et al. показал, что 3 дня в неделю Фес-LEC, выполняемой для 1 h привели к улучшению 25% в чувствительность инсулина у лиц с SCI31. Аналогичным образом восемь недель ежедневно Фес-LEC привели к улучшению 33% в чувствительность инсулина для 5 мужчин с шейки матки SCI32. Кроме того Фес-LEC показал ограниченный ответ на поглощение кислорода и сердечно-сосудистых спроса по сравнению с Рука кривошипно велоэргометрия (ACE) или гибридных упражнений42.

Большинство испытаний Фес-LEC использовать некоторую форму мотор поддержки где Мотор велосипед применяется силы на педали для оказания содействия в завершении цикла. Моторизация позволяет большую часть лица с SCI провести Фес Велоспорт, особенно те возможности для создания и поддержания достаточной силой мышц для поворота маховика или тех, с низким толерантность к Фес из-за остаточного ощущение

43. Однако для тех, кто способны производить достаточно мышечной силы, помощь от ФЕСА мотор поддержка может ограничить результаты обучения. По этой причине текущий метод использует мотор поддержка только если участник испытывает усталость мышц и во время отдыха фазы. Это позволяет разгибателей коленного сустава, сгибателей коленного сустава и группы ягодичных мышц предоставлять максимум усилий, когда Велоспорт, который может максимально кардиометаболического адаптации, как свидетельствует увеличение сопротивления и выходная мощность свыше 12 недель Фес-LEC. Кроме того Фес-LEC ограничивается быстрой мышечной усталости во время Велоспорт44, особенно при использовании минимальной мотор поддержки. Ранее опубликованные работы показал большой изменчивости в Велоспорт выносливость лиц с SCI. десять человек с мотор полный SCI циклическое использование Фес велоэргометрия до их мышцы устали. Один из участников осуществили в общей сложности 3 мин, в то время как другой осуществляется за 10 минут
44
. В текущем исследовании обучения мы стремились обеспечить равные дозы лечения среди участников в виде 30 мин Фес-обучения. Это обеспечит согласованность лечения каждого участника для обеспечения что адаптация, или отсутствие его, строго обусловлен вывода активации мышц и не ограничивается продолжительность Велоспорт.

Представитель результаты показали, что в человеке с SCI в котором 12 недель Фес-LEC предшествовали с 12 недель NMES-RT, сопротивления и мощности, увеличилось в течение вмешательства. В отличие от предыдущих исследований, которые снизились Каденция для увеличения сопротивления 43,47настоящее исследование приняло стратегию увеличения сопротивления с целевой скорости 40-45 об/мин. Это может быть успешной стратегии, особенно после 12 недель кондиционирования мышцы с помощью NMES-RT для улучшения мышечной качества

22. Применения электрической стимуляции, в том числе Фес-LEC, следует извлечь большую пользу от улучшения качества мышц48 и может привести к большей силы и мощности тренированных мышц. Большей мощности может привести к сердечно-сосудистой и кости адаптации для достижения результатов похож на то, что был достигнут с помощью ACE или гибридные упражнения. Мощность, генерируемая мышцы во время тренировок Фес-LEC может стимулировать адаптацию к кости, подвергая нижних конечностей конечности повторные загрузки циклов высокого сопротивления. Например Джонстон et al. показали низкий Велоспорт каденцию на 2,9 Нм может улучшить показатели здоровья костей, после 6 месяцев Фес-LEC людьми с SCI, по сравнению с высокой каденцию, который генерирует крутящий момент 0,8 Нм47. Текущее исследование показало, что сопротивление может быть увеличена до 5.5 Нм. Это двойной выход вращающего момента, сообщили в низкой каденцию и вполне вероятно иметь большее влияние на параметры кости и сердечно-сосудистых заболеваний.

Велоэргометр, используемые в текущем протоколе (Таблица материалов) управляется непосредственно из участников инвалидной коляске, устраняя потребность в передаче и позволяя для стимуляции до 12 групп мышц бедра, голени и ствол. Мы выбрали для стимулирования четырехглавой, подколенного сухожилия и ягодичной мышцы нижней конечности. Будущие исследования будет расширяться, чтобы стимулировать мышцы живота и спины людьми с SCI. Дополнительно, велоэргометр весит всего 39 кг, что делает его гораздо более компактная и адаптируемая чем другие коммерчески доступных фонокардиографию FES. Велоэргометр также имеет регулируемый мотор assist функцию, которая позволяет участнику максимизировать свое обучение без двигателя поддержки при необходимости. Кроме того велоэргометр обеспечивает дополнительный мотор помощи. Текущий протокол допускает мотор поддержка на этапе 1) разминка, 2 первый «активный переход» этап (первые 1-2 мин фазы упражнения), 3) каждой фазе покоя и 4) Если участник fatigues против сопротивления. Во время активного Велоспорт, двигатель выключен надлежащим образом оспаривать каждый участник. Мышечную усталость во время Велоспорт был определен как точки, где скорость падает ниже 18 об/мин. Кроме того, Gorgey

et al. показали обучение эффект трех параметров различных стимуляции, различающихся по продолжительности импульса (200, 350 и 500 МКС), на велосипеде производительности в 10 лиц с хроническими SCI. После одного приступа Фес-LEC крутящий момент разгибателей колена сократился на 33-59% и оставалось значительно невозмещенных следующие 48-72 ч44. Основываясь на этих выводах, мы считаем, что два раза в неделю разумных доза для лиц с хроническими SCI и позволяет достаточно времени (48 h) для восстановления утомленных мышц.

Во время Фес-LEC задаются параметры стимуляции для предотвращения любых серий автономных dysreflexia, содействуя при этом по-прежнему надежный кардиометаболического адаптации; Велоспорт параметры были разработаны с этот баланс в виду и заключаются в следующем: частота (33,3 Гц), сопротивление (регулируемая), целевые скорость (40-45 мин) и длительность импульса (350 μs). Частота устанавливается на 33,3 Гц для сведения к минимуму усталость мышц; амплитуда тока (% стимуляции) постепенно увеличивается велоэргометр для поддержания скорости выше 18 об/мин. Последние результаты показывают, что больше чем 350 µs в ФЕСЕ велоэргометрия длительности импульса триггеры вегетативная dysreflexia людьми с SCI

44. Кроме того длительности импульса 350 µs увеличили расходы энергии Дельта по сравнению с длительности импульса 200 МКС. Кроме того, расходы энергии Дельта не любой больше когда присвоено44500 МКС. Тот факт, что 6 групп мышц, стимулируются одновременно может объясняться выше заболеваемость вегетативная dysreflexia во время Фес-LEC. Это может увеличить плотность тока и количество ноцицепторами активации, что привело наводнения вредных раздражителей для нервной системы. Это вряд ли произойдет во время NMES-RT за обучение одной мышечной группы; Однако это может произойти в лица с высоким уровнем травмы похож на C6 SCI. анекдотический клинических опыт показал, что это может исчезать с обучением как лиц с SCI становится менее уязвимым для разработки автономных dysreflexia. Вышеупомянутые параметры были проверены для обеспечения безопасности участника, при максимальных результатов обучения.

Существует несколько ограничений, которые необходимо решить при рассмотрении аналогичных сочетании подготовки протоколов. Неизбежно результаты обучения и состава тела может быть confounded определенных переменных; Наибольшее время, диетическое потребление. Для устранения этой изменчивости насколько это возможно, клиницисты следует оценивать доклады калорий на еженедельной основе. Коллекция еженедельные отчеты, может позволить клиницистам внимательно следить за экстра калорий (> 300 — 500 ккал/неделя его базовой BMR) и проинструктировать лиц SCI для регулировки его макро коэффициенты при необходимости. В дополнение к диетических изменчивости текущей учебной программы не могут быть применимы к 20-25% из населенности SCI, который не может осуществлять с помощью электрической стимуляции из-за denervation скелетных мышц. Кроме того предыдущие данные показывает, что лица с SCI, скорее всего, потерять учебных пособий после прекращения программы обучения49; Таким образом клинические вмешательства следует предусмотреть механизмы для обеспечения долгосрочного соответствии, похож на снижение частоты подготовки два раза в неделю и/или предоставление на дому телемедицина альтернативы24. Будущие исследования, изучение последствий NMES-RT и Фес-LEC следует использовать телемедицина стратегии преодоления социально-экономических барьеров для осуществления и поощрения долгосрочного соблюдения. NMES-RT проводились с использованием телемедицины видео конференций был способен увеличение абсолютной мышцы бедра на 11% и снижение всей бедра МВФ на 14% в пяти мужчин с мотор полный SCI24. Обучение было проведено два раза в неделю за 8 недель, используя портативные батареи стимулятором. Участники были проконтролированы через веб-камеру для обеспечения безопасности и правильной установки всей программы обучения24.

Использование NMES-RT в сочетании с Фес-LEC может быть эффективной стратегией для максимизации результатов подготовки два раза в неделю электрической стимуляции. С помощью NMES стимулировать мышцы бедра оказалось вызывают гипертрофию мышц, увеличение силы и снижения усталости. Мышцы сильнее, компактнее ног могут быть способны вызвать большей мощности, когда Велоспорт, более эффективно использовать кислород и максимизации выгод кардиометаболического обучения лиц с SCI.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Нервы нижних конечностей — общие сведения для функциональных мышечных тестов

В иннервации нижней конечности участвуют два нервных сплетения:

1) поясничное сплетение;
2) крестцовое сплетение.

Поясничное сплетение получает основные волокна из корешков L1, L2 и L3 и имеет сочленение с корешками Тh22 и L4. Из поясничного сплетения отходят нервы: мышечные ветви, подвздошно-подчревный нерв, подвздошно-паховый нерв, бедренно-половой нерв, латеральный кожный нерв бедра, бедренный нерв и запирательный нерв.

Мышечные ветви — короткая ветвь для квадратной мышцы поясницы и большой и малой поясничных мышц.

Подвздошно-подчревный нерв (Тh22, L1) является смешанным нервом. Он иннервирует мускулатуру брюшной стенки (косые, поперечные и прямые мышцы) и кожными ветвями (латеральная и передняя кожные ветви) пах и бедро.

Подвздошно-паховый нерв (Тh22, L1) снабжает двигательными ветвями поперечную и внутреннюю косую мышцы живота и чувствительными паховую область, у мужчины мошонку и пенис, у женщин лобок и часть половых губ (срамных губ).

Бедренно-половой нерв (L1, L2) иннервирует мышцу, поднимающую яичко, в дальнейшем мошонку, а также малую выемку кожи ниже пахового сгиба.

Латеральный кожный нерв бедра (L2, L3) практически полностью чувствительный нерв, снабжает кожу в области наружной поверхности бедра. Моторно он причастен к иннервации мышцы, напрягателя широкой фасции бедра.

Таблица 1.42. Бедренный нерв (иннервация корешков L1-L4). Высота разветвления ветвей для отдельных мышц.

Подвздошно-поясничная мышца

В животе около передней верхней ости подвздошной кости

Портняжная мышца В верхней трети бедра
Четырехглавая мышца бедра: В верхней трети бедра
а) прямая мышца бедра В верхней трети бедра ближе к центру
б) латеральная широкая мышца бедра В верхней трети бедра
в) медиальная широкая мышца бедра В верхней трети бедра
г) промежуточная широкая мышца бедра В верхней трети бедра
Гребенчатая мышца В верхней трети бедра

Бедренный нерв (L1—L4) является самым крупным нервом всего сплетения. Он снабжен смешанными нервами с двигательными ветвями, идущими к подвздошно-поясничной мышце, портняжной мышце, а также всем четырем головкам четырехглавой мышцы бедра и гребенчатой мышце.

Чувствительные волокна идут, как передняя кожная ветвь, к передней и внутренней стороне бедра и, как подкожный нерв ноги, к передней и внутренней стороне коленного сустава, в дальнейшем к внутренней стороне голени и стопы.

Паралич бедренного нерва всегда приводит к значительному ограничению движений в нижней конечности. Сгибание в тазобедренном и разгибание в коленном суставах вследствие этого невозможны. Очень важно, на какой высоте имеется паралич. В соответствии с этим чувствительные изменения происходят в зоне иннервации его ветвей.


Рис. 2-3. Нервы нижних конечностей

Запирательный нерв (L2—L4) иннервирует следующие мышцы: гребенчатую мышцу, длинную приводящую мышцу, короткую приводящую мышцу, тонкую мышцу, большую приводящую мышцу, малую приводящую мышцу и наружную запирательную мышцу. Чувствительно он снабжает область внутренней стороны бедра.


Рис. 4. Запирательный нерв и латеральный кожный нерв бедра (иннервация мышц)


Рис. 5-6. Иннервация кожи латеральным кожным нервом бедра (слева) / Иннервация кожи запирательным нервом (справа)

Крестцовое сплетение состоит из трех частей:

а) седалищное сплетение;
б) половое сплетение;
в) копчиковое сплетение.

Седалищное сплетение снабжается корешками L4—S2 и делится на следующие нервы: мышечные ветви, верхний ягодичный нерв, нижний ягодичный нерв, задний кожный нерв бедра и седалищный нерв.


Рис. 7. Разделение седалищного нерва


Рис. 8. Конечные ветви седалищного и большеберцового нервов (иннервация мышц)

Таблица 1.43. Седалищное сплетение (иннервация корешков L4—S3)


Рис. 9-10. Глубокий малоберцовый нерв (иннервация мышц) / Глубокий малоберцовый н (иннервация кожи)

Мышечными ветвями являются следующие мышцы: грушевидная мышца, внутренняя запирательная мышца, верхняя близнецовая мышца, нижняя близнецовая мышца и квадратная мышца бедра.

Верхний ягодичный нерв (L4—S1) иннервирует среднюю ягодичную мышцу, малую ягодичную мышцу и напрягатель широкой фасции бедра.

Нижний ягодичный нерв (L5—S2) является моторным нервом для большой ягодичной мышцы.

Задний кожный нерв бедра (S1—S3) снабжен чувствительными нервами, идет к коже нижней части живота (нижние ветви ягодиц), промежности (промежности ветви) и задней части бедра вплоть до подколенной ямки.

Седалищный нерв (L4—S3) является самым большим нервом в человеческом теле. В бедре он разделяется на ветви для двуглавой мышцы бедра, полусухожильной, полуперепончатой и части большой приводящей мышцы. Затем в центре бедра он делится на две части — общий малоберцовый нерв и большеберцовый нерв.


Рис. 11-12. Поверхностный малоберцовый нерв (иннервация мышц) / Поверхностный малоберцовый нерв (иннервация кожи)

Общий малоберцовый нерв делится на ветви для коленного сустава, латеральный кожный нерв — для передней стороны икры и ветвь общего малоберцового нерва, который будет после сочленения с медиальным кожным нервом икры (из большеберцового нерва) идти к икроножному нерву, а затем делиться на глубокий и поверхностный малоберцовые нервы.

Глубокий малоберцовый нерв иннервирует переднюю большеберцовую мышцу, длинный и короткий разгибатели пальцев, длинный и короткий разгибатели большого пальца стопы и снабжает чувствительно малоберцовую часть большого пальца ноги и большеберцовую часть второго пальца ноги.

Поверхностный малоберцовый нерв иннервирует моторно обе малоберцовые мышцы, затем делится на две концевые ветви, которые снабжают кожу тыла стопы и пальцев ноги, за исключением части глубокого малоберцового нерва.

При параличе общего малоберцового нерва сгибание назад стопы и пальцев ноги невозможно. Больной не может стоять на пятке, при ходьбе не сгибает нижнюю конечность в тазобедренном и коленном суставах, вместе с тем при ходьбе волочит стопу. Стопа трамбует грунт и неэластична (степпаж).

При шаге на грунт сначала ложится основание стопы, а не пятка (движение установки последовательного шага). Вся стопа слабая, пассивная, подвижность ее значительно ограничена. Чувствительные нарушения наблюдаются в области иннервации по передней поверхности голени.

Большеберцовый нерв делится на ряд ветвей, самые важные перед разделением:

1) ветви для трехглавой мышцы голени, подколенной мышцы, подошвенной мышцы, задней большеберцовой мышцы, длинного сгибателя пальцев, длинного сгибателя большого пальца стопы;
2) медиальный кожный нерв икры. Он является чувствительным нервом, объединяет ветвь общего малоберцового нерва к икроножному нерву. Обеспечивает чувствительную иннервацию тыльной стороны голени, малоберцовой стороны пятки, малоберцовой стороны подошвы и 5-го пальца ноги;
3) ветви к коленному и голеностопному суставам;
4) волокна к коже внутренней стороны пятки.

Затем он делится на конечные ветви:

1) медиальный подошвенный нерв. Он снабжает мышцу, отводящую большой палец стопы, мышцу короткий сгибатель пальцев, мышцу короткий сгибатель большого пальца стопы и червеобразные мышцы 1 и 2. Чувствительные ветви иннервируют большеберцовую сторону стопы и подошвенную поверхность пальцев ноги от 1-го вплоть до большеберцовой половины 4-го пальца ноги;

2) латеральный подошвенный нерв. Он иннервирует следующие мышцы: квадратную мышцу подошвы, мышцу, отводящую мизинец стопы, мышцу, противопоставляющую мизинец, короткий сгибатель мизинца стопы, межкостные мышцы, червеобразные мышцы 3 и 4 и мышцу, приводящую большой палец стопы. Чувствительно снабжает почти всю область пятки и подошвы.

Вследствие тяжелого повреждения при параличе большеберцового нерва стоять на кончиках пальцев ноги нельзя и движения стопой затруднительны. Супинация стопы и сгибание пальцев ноги невозможны. Чувствительные нарушения отмечаются в области пятки и стопы, за исключением большеберцовой ее части.

При параличе всех стволов седалищного нерва симптомы суммируются. Половое сплетение (S2—S4) и копчиковое сплетение (S5—С0) снабжают дно таза и кожу гениталий.

В. Янда

Опубликовал Константин Моканов

Таблица мышц нижних конечностей

Мышцы ягодичной области

Мышцы Происхождение Вставка Нерв Действие
Большая ягодичная мышца Наружная поверхность подвздошной кости, крестца, копчика, крестцово-бугристой связки Подвздошно-большеберцовый тракт и ягодичный бугорок бедра нижний ягодичный нерв расширяет бедро и поворачивает его в боковом направлении; через подвздошно-большеберцовый тракт разгибает коленный сустав
ягодичная мышца внешняя поверхность подвздошной кости большой вертел бедренной кости Верхний ягодичный нерв отводит бедро.Наклон таза при ходьбе
Минимальная ягодичная мышца внешняя поверхность подвздошной кости большой вертел бедренной кости Верхний ягодичный нерв отведение бедра; передние волокна вращаются кнутри бедро
tensor fasiae latae гребень подвздошной кости Подвздошно-большеберцовый тракт Верхний ягодичный нерв помогает большой ягодичной мышце зафиксировать колено до полного разгибания
piriformis передняя поверхность крестца большая вертельная ямка 1-й и 2-й крестцовые нервы Боковой ротатор бедра
Superior gemellus ость седалищной кости большая вертельная ямка крестцовое сплетение Боковой ротатор бедра
Внутренняя запирательная мышца внутренняя поверхность запорной мембраны большая вертельная ямка крестцовое сплетение Боковой ротатор бедра
inferior gemellus седалищный бугор большая вертельная ямка крестцовое сплетение Боковой ротатор бедра
Внешний обтуратор внешняя поверхность запорной мембраны большая вертельная ямка бедра запирательный нерв Боковой ротатор бедра

Передний отсек бедра

портной передняя верхняя подвздошная ость верхняя медиальная поверхность большеберцовой кости бедренный нерв сгибает, отводит, поворачивает бедро в стороны; сгибает и вращает кнутри нога
подвздошная кость подвздошная ямка с поясничной мышцей в малый вертел бедренной кости бедренный нерв сгибает бедро на туловище; если бедро зафиксировано, оно сгибает туловище на бедре, как в положении сидя
поясничная мышца 12-й грудной отдел; поперечный отросток, тела и межпозвоночные диски 5 поясничных позвонков Малый вертел бедренной кости вместе с подвздошной костью поясничное сплетение сгибает бедро на туловище; если бедро зафиксировано, то сгибает туловище на бедро, как при сидении
pectineus Верхняя ветвь лобковой кости Вал верхний конец бедренной кости бедренный нерв сгибает и приводит бедро
четырехглавую мышцу бедра, прямую мышцу бедра голова прямая от передней нижней подвздошной ости; отраженная голова от подвздошной кости над вертлужной впадиной сухожилие четырехглавой мышцы в надколенник; в бугристость большеберцовой кости по сухожилию надколенника бедренный нерв разгибание ноги
четырехглавая мышца бедра, латеральная широкая мышца бедра верхний конец и стержень бедренной кости сухожилие четырехглавой мышцы в надколенник; в бугристость большеберцовой кости по сухожилию надколенника бедренный нерв разгибание ноги
четырехглавая мышца бедра, медиальная широкая мышца бедра верхний конец и стержень бедренной кости сухожилие четырехглавой мышцы в надколенник; в бугристость большеберцовой кости по сухожилию надколенника бедренный нерв разгибание ноги
quadriceps femoris, vastus intermediateus стержень бедренной кости сухожилие четырехглавой мышцы в надколенник; в бугристость большеберцовой кости по сухожилию надколенника бедренный нерв разгибание ноги
Мышцы медиального отдела бедра
gracilis нижняя ветвь лобка; ветвь седалищной кости Верхняя часть диафиза большеберцовой кости по медиальной поверхности запирательный нерв приводит бедро и сгибает ногу
аддуктор длинная Тело лобка Задняя поверхность диафиза бедренной кости запирательный нерв приводит к бедру; помогает при боковом вращении
приводящей мышцы Нижняя ветвь лобка Задняя поверхность диафиза бедренной кости запирательный нерв приводит к бедру; способствует боковому вращению
большой приводящей мышцы нижняя ветвь лобка; ветвь седалищной кости, бугристость седалищной кости задняя поверхность диафиза бедренной кости около linea aspera; приводящий бугорок бедра запирательный нерв; большеберцовый нерв до подколенного сухожилия приводит бедро и способствует боковому вращению; часть подколенного сухожилия разгибает бедро

Мышцы заднего отдела бедра

двуглавая мышца бедра длинная головка от седалищного бугра; короткая головка от вала бедренной кости головка малоберцовой кости длинная голова: большеберцовая; короткая головка: малоберцовая общая сгибает и поворачивает ногу в стороны; длинная голова раздвигает бедро
полусухожильная седалищный бугор верхняя часть медиальной поверхности диафиза большеберцовой кости большеберцовый нерв сгибает и вращает ногу медиально; разгибает бедро
полуперепончатая кость седалищный бугор медиальный мыщелок большеберцовой кости; образует косую подколенную связку большеберцовый нерв сгибает и вращает ногу медиально; разгибает бедро
большая приводящая мышца (часть подколенного сухожилия) седалищный бугор приводящий бугорок бедра большеберцовый нерв разгибает бедро

Мышцы переднего отдела голени

tibialis anterior Вал большеберцовой кости и межкостной перепонки медиальная клинопись и основание первой плюсневой кости глубокий малоберцовый нерв разгибает стопу; переворачивает стопу в подтаранном и поперечном суставах предплюсны; поддерживает медиальную продольную дугу
разгибатель пальцев Ствол малоберцовой кости и межкостная перепонка разгибатель бокового разгибателя четырех пальцев глубокий малоберцовый нерв разгибает пальцы ног; тыльные сгибы (разгибания) стопы
peroneus tertius Ствол малоберцовой кости и межкостная перепонка основание 5-й плюсневой кости глубокий малоберцовый нерв тыльный (разгибающий) стопы; выворачивает стопу в подтаранном и поперечном суставах предплюсны
разгибатель большого пальца стопы Вал малоберцовой кости и межкостная перепонка основание дистальной фаланги большого пальца стопы глубокий малоберцовый нерв разгибает большой палец ноги; тыльный (разгибающий) стопы; переворачивает стопу в подтаранном и поперечном суставах предплюсны

Мышцы бокового отдела голени

peroneus longus Вал малоберцовой кости основание 1-й плюсневой кости и медиальная клинопись малоберцовый нерв поверхностный подошвенных сгибаний стопы; выворачивает стопу в подтаранном и поперечном суставах предплюсны; поддерживает боковые продольные и поперечные своды стопы
peroneus brevis Вал малоберцовой кости основание 5-й плюсневой кости малоберцовый нерв поверхностный подошвенных сгибаний стопы; выворачивает стопу в подтаранном и поперечном суставах предплюсны; поддерживает латеральную продольную дугу

Мышцы заднего отдела голени

gastrocnemius медиальный и латеральный мыщелки бедра через ахиллово сухожилие к пяточной кости большеберцовый нерв подошвенных сгибаний стопы; сгибает ногу
подошв латеральный надмыщелковый гребень бедренной кости пяточная кость большеберцовый нерв подошвенных сгибаний стопы; сгибает ногу
soleus стержни большеберцовой и малоберцовой костей через ахиллово сухожилие в пяточную кость большеберцовый нерв with gastrocnemius & plantaris — мощный подошвенный сгибатель стопы; обеспечивает основную движущую силу при ходьбе и беге
popliteus боковой мыщелок бедренной кости Вал большеберцовой кости большеберцовый нерв сгибает ногу; разблокирует полное разгибание колена за счет бокового вращения бедренной кости на большеберцовой кости
flexor digitorum longus Вал большеберцовой кости Дистальные фаланги четырех боковых пальцев стопы большеберцовый нерв сгибает дистальные фаланги четырех боковых пальцев стопы; подошвенные сгибания стопы; поддерживает медиальный и латеральный продольные своды стопы
flexor hallucis longus Вал малоберцовой кости основание дистальной фаланги большого пальца стопы большеберцовый нерв сгибает дистальную фалангу большого пальца стопы; подошвенные сгибания стопы; поддерживает медиальную продольную дугу
задняя большеберцовая мышца стержни большеберцовой и малоберцовой костей и межкостная перепонка Бугристость ладьевидной кости большеберцовый нерв подошвенных сгибаний стопы; переворачивает стопу в подтаранном и поперечном суставах предплюсны; поддерживает медиальный продольный свод стопы

Мышцы тыльной стороны стопы

Brevis разгибателя пальцев пяточная кость четырьмя сухожилиями проксимальной фаланги большого пальца стопы и сухожилиями длинных разгибателей 2-го, 3-го и 4-го пальцев глубокий малоберцовый нерв разводит пальцы ног

Мышцы подошвы стопы (первый слой)

отводящий большой палец стопы медиальный бугорок пяточной кости; удерживатель сгибателей медиальная сторона, основание проксимальной фаланги большого пальца стопы медиальный подошвенный нерв сгибает, отводит большой палец ноги; поддерживает медиальную дугу
flexor digitorum brevis медиальный бугор пяточной кости Средняя фаланга четырех боковых пальцев стопы медиальный подошвенный нерв сгибает в стороны четыре пальца ноги; поддерживает медиальную и боковую продольную дугу
отводящий дигитальный минимум медиальный и латеральный бугорки пяточной кости латеральная сторона основания проксимальной фаланги пятого пальца стопы латеральный подошвенный нерв сгибает, отводит пятый палец стопы; поддерживает латеральную продольную дугу

мышцы подошвы стопы (второй слой)

дополнительный сгибатель (quadratus plantae) медиальная и латеральная стороны пяточной кости Длинный сгибатель пальцев сухожилия латеральный подошвенный нерв помогает сухожилию длинного сгибателя пальцев сгибать четыре боковых пальца
Сухожилие длинного сгибателя пальцев Вал большеберцовой кости основание дистальной фаланги четырех пальцев стопы боковых сторон большеберцовый нерв сгибает дистальные фаланги четырех боковых пальцев стопы; подошвенные сгибания стопы; опоры продольной арки
опоры Сухожилия длинного сгибателя пальцев Разгибание тыльного разгибателя четырех боковых пальцев стопы 1-й червячный от медиального подошвенного отдела; остатки червеобразных от глубокой ветви латерального подошвенного нерва разгибает пальцы ног в межфаланговых суставах
сгибатель большого пальца стопы Вал малоберцовой кости основание дистальной фаланги большого пальца стопы большеберцовый нерв сгибает дистальную фалангу большого пальца стопы; подошвенные сгибания стопы; поддерживает медиальную продольную дугу

Мышцы подошвы стопы (третий слой)

flexor hallucis brevis кубовидная, боковые клиновидные кости; прикрепление задней большеберцовой мышцы медиальная и латеральная стороны основания проксимальной фаланги большого пальца стопы медиальный подошвенный нерв сгибает плюснефаланговый сустав большого пальца стопы; поддерживает медиальную продольную дугу
приводящая мышца большого пальца стопы (косая головка) основания 2-й, 3-й и 4-й плюсневых костей латеральная сторона основания проксимальной фаланги большого пальца стопы глубокая ветвь боковой подошвенной сгибает большой палец стопы, поддерживает поперечный свод
приводящая мышца большого пальца стопы (поперечная головка) подошвенные связки латеральная сторона основания проксимальной фаланги большого пальца стопы глубокая ветвь латерального подошвенного нерва сгибает большой палец ноги; поддерживает поперечную дугу
flexor digiti minimi brevis основание 5-й плюсневой кости латеральная сторона основания проксимальной фаланги большого пальца стопы Верхняя ветвь латерального подошвенного нерва сгибает мизинец

Мышцы подошвы стопы (четвертый слой)

дорсальные межкостные (4) Прилегающие стороны плюсневых костей основания фаланг и дорсальное расширение соответствующих пальцев латеральный подошвенный нерв отведение пальцев стопы со 2-м пальцем в качестве ориентира; сгибать плюснево-фаланговые суставы; удлинить межфаланговый сустав
подошвенно-межкостный сустав (3) Кости 3-й, 4-й и 5-й плюсневых костей основания фаланг и дорсальное расширение соответствующих пальцев латеральный подошвенный нерв приведение пальцев стопы со 2-м пальцем в качестве ориентира; сгибать плюснево-фаланговые суставы; разгибать межфаланговые суставы
сухожилие длинной малоберцовой мышцы см. Выше см. Выше см. Выше см. Выше
сухожилие задней большеберцовой мышцы см. Выше см. Выше см. Выше см. Выше

Таблица мышц нижних конечностей — РУКОВОДСТВО ПО МЫШЦАМ НИЖНИХ КОНЕЧНОСТЕЙ Категория Функция мышц

Сводная таблица нервов нижних конечностей

Текст предварительного просмотра

РУКОВОДСТВО ПО МЫШЦАМ НИЖНИХ КОНЕЧНОСТЕЙ Категория Мышцы Функция Источник Введение Нерв Кровоснабжение Ягодичная область Большая ягодичная мышца Разгибатель бедра Боковой ротатор (H) Поверхность подвздошной кости, крестец Нижняя ягодичная область (L5, S1, S2) Inf.Как дела. Gluteal Gluteus medius Отводящий тазобедренный сустав Медиальный ротатор (H) Медиальный ротатор бедра (H) Медиальный вращатель бедра (H), помогает при перегрузке. max для разгибания колена. Наружная поверхность подвздошной кости. Наружная поверхность подвздошной кости. H) Крестец Большой вертел Obturator internus Боковой ротатор (H) Внутренняя поверхность запирательного отверстия Большой вертел Крестцовое сплетение, Inf.Как дела. нерв к piriformis Gluteal S1, S2 Крестцовое сплетение, Inf. Gluteal Superior gemellus Боковой ротатор (H) Седалищная ость Большой вертел Inf. Gluteal Inferior gemellus Боковой ротатор (H) Бугристость седалищной кости Большой вертел наружной запирательной мышцы Боковой ротатор (H) Наружная поверхность запирательного отверстия Большой вертел Gluteus minimus Tensor Fascia Latae Тазовая область Итай Чен 2009 Нерв к запирательному нерву 5, внутренняя часть грудины obturator internus (L5, S1) Нерв, ведущий к квадратной мышце бедра Obturator posterior Inf.Gluteal Med. Обтуратор бедренной кости Исключение бедра Quadratus femoris Боковой ротатор (H) седалищного бугра межвертельный гребень бедренной кости Нерв к квадратной мышце бедра Нижняя ягодичная артерия Подвздошно-поясничная мышца (часть подвздошно-поясничной мышцы) сгибает бедро в тазобедренном суставе Подвздошно-поясничная мышца и передняя подвздошная ямка крестца, подвздошной ямки Боковые стороны позвонков и диски между ними. Стороны позвонков и верхний межпозвоночный диск. Лобковая ветвь. Сухожилие большой поясничной мышцы, малый вертел. Бедренный нерв Медиальный огибающий бедра Малый вертел бедренной кости Передние ветви поясничных нервов Поясничная ветвь подвздошно-поясничной артерии Грудная линия, подвздошно-гребешковое возвышение.Грудная линия бедра Передние ветви поясничных нервов поясничная артерия бедренная Передняя верхняя подвздошная ость Верхняя медиальная большеберцовая кость Femoral Med. Циркумфлекс бедренной обтуратор бедренной большой поясничной мышцы (часть сгибания бедра в области подвздошно-поясничной мышцы) передняя часть бедра Малая поясничная мышца, сгибающая бедро в тазобедренном суставе Грудная мышца Сгибатель бедра Приводящая мышца бедра Медиальное вращение Портняжная мышца Сгибатель бедра Разгибатель бедра Боковой вращатель (H) Разгибатель колена в коленном суставе помощь в сгибании бедра. Rectus femoris Vastus medialis Разгибание ноги в коленном суставе Vastus lateralis Разгибание ноги в коленном суставе Передняя нижняя надколенниковая связка, подвздошная ость и подвздошная кость выше вертлужной впадины Бедро Боковой огибающий бедренный сустав Бедренный сустав Бедренный (глубокая) бедра Боковой огибающий при сгибании колена) Полупембранозный разгибатель бедра Сгибатель коленного сустава (сгибатель колена медиально, когда колено сгибается) Длинная головка двуглавой мышцы Разгибатель бедра Короткий ротор сгибателя бедра Головка сгибателя коленного сустава biceps femoris Боковой ротатор (H) Задняя часть ноги Gastrocnemius Подошвенное сгибание (A) Подошвенное сгибание стопы Подошвенное сгибание (A) Подошвенная мышца Подошвенное сгибание (A) Длинный сгибатель пальцев Подошвенное сгибание (A) Сгибание пальцев стопы поддерживает продольные дуги стопы Flexor hallucis longus Подошвенное сгибание (A) Сгибает палец 1 стопы, поддерживает медиальный бугристость седалищной кости Задняя часть медиального c ондиль большеберцовой кости Tibial Perforating br.Глубокого бедра седалищный бугор Головка малоберцовой кости Tibial Perforating br. Из глубокой бедренной aspera и латеральной надмыщелковой линии бедренной кости Медиальный и латеральный надмыщелки бедренной кости латеральная надмыщелковая линия дистального отдела бедренной кости Задний аспект головки малоберцовой кости, медиальный край диафиза большеберцовой кости, задняя поверхность большеберцовой кости Головка малоберцовой кости Common Fibular Perforating br Из глубокого бедра Calcaneus (через пяточное сухожилие) Calcaneus (через пяточное сухожилие) Tibial Sural br. Of popliteus Tibial Sural br popliteus Calcaneus (через пяточное сухожилие) Tibial Sural br of popliteus задней большеберцовой основанием 2-й и 5-й дистальных фаланг (проходят под медиальным лодыжком) Большеберцовой кости Задняя большеберцовая задняя поверхность малоберцовой кости, межкостная основа дистальной фаланги большого пальца стопы (голени) под большеберцовой задней большеберцовой мышцей Итай Чен 2009 продольные дуги стопы Подошвенное сгибание (A) Инверсионная перепонка медиальной лодыжки) Задняя поверхность большеберцовой кости и мембрана малоберцовой кости Задняя большеберцовая, малоберцовая подколенная мышца Вращает колено медиально и сгибает ногу на бедре Медиальный нижний коленчатый нерв Задняя часть большеберцовой кости большеберцовый Extensor digitorum brevis Разгибатель пальцев стопы (помогает длинному разгибателю пальцев стопы) Сухожилия длинных сгибателей четырех медиальных пальцев стопы Глубокая малоберцовая мышца стопы Extensor Hallucis Brevis Удлинение большого пальца ноги латеральный мениск Calcaeneus, межкостная таранно-пяточная связка I n общий с коротким разгибателем пальцев. Голова и две верхних трети боковой поверхности малоберцовой кости ладьевидная, клиновидная, кубовидная, основания плюсневых костей.(пройти под медиальным лодыжкой) Задняя поверхность большеберцовой кости, выше подошвенной линии Поверхностная малоберцовая артерия Fibularis brevis Подошвенное сгибание (A) Выворот Поверхностная малоберцовая малоберцовая артерия Tibialis anterior Dorsiflexes голеностопного сустава и перевернутой стопы Дорсальная сторона основания проксимальной фаланги 1 плюсневая кость медиальной клиновидной кости (проходит под латеральной лодыжкой) Нижние две трети Основание плюсневой кости боковой поверхности пальца стопы (проходит под латеральной лодыжкой малоберцовой кости) Латеральный мыщелок Медиальная и верхняя латеральная поверхность плюсневой кости большеберцовой кости и межкостная перепонка Итай Чен 2009 Сухожилие длинного сгибателя большого пальца Уровень 3 Flexor hallucis brevis Adductor hallucis Проходит в задней опоре и пересекает сухожилие длинного сгибателя большого пальца стопы. Сгибает большой палец ноги. Приводит большой палец ноги и способствует прохождению поперечного свода стопы.Минимальный сгибатель пальцев Сгибает короткий мизинец пальца стопы Уровень 4 Сухожилие длинного сгибателя большого пальца стопы Подошвенное межкостное пространство 3 Задние межкостные суставы 4 Приводящие пальцы и сгибают плюснево-фаланговые суставы Отводят пальцы и сгибают плюснево-фаланговые суставы Кубовидная и латеральная клиновидная форма Косая голова: проксимальные концы средней 3 плюсневой связки Поперечная голова: средние 3 пальца Основание плюсневой кости Основание проксимальной фаланги большого пальца ноги Боковая сторона проксимальной фаланги большого пальца стопы Медиальная подошвенная (большеберцовая) Латеральная подошвенная медиальная подошвенная (пост.Большеберцовая) латеральное подошвенное (посттибиальное) основание проксимальной фаланги пальца стопы Поверхностная ветвь латерального подошвенного нерва Боковая подошвенная (пост большеберцовая) Основания и медиальные стороны плюсневых костей Соседние стороны плюсневых костей Медиальные стороны оснований фаланг Латеральные подошвенные Боковые подошвенные ( после большеберцовой кости) Флангирование и дорсальное расширение соответствующих пальцев Боковая подошва Боковая подошвенная (пост большеберцовая) Итай Чен 2009

Мышцы верхней конечности — обзор

Лабораторные исследования, визуализация и патология мышц

Уровни КК в сыворотке незначительно повышается у пациентов с ВНЧС в диапазоне от нормы до 4–5 раз выше верхней границы нормы (Udd et al., 1993). Исследования ЭМГ показывают низкоамплитудные кратковременные потенциалы двигательных единиц при умеренной активности пораженных мышц (Udd et al., 1991a). В переднем отделе голеней могут наблюдаться повышенная инсерционная активность, частые потенциалы фибрилляции и периодические высокочастотные и сложные повторяющиеся разряды в состоянии покоя. Некоторые полифазные потенциалы могут регистрироваться в клинически здоровых мышцах верхних конечностей (Udd et al., 1993).

Высокоселективное вовлечение отдельных мышц в ДВНЧС можно точно оценить с помощью КТ и МРТ.Изменения жировой дегенерации передней большеберцовой мышцы появляются во время клинической слабости (Udd et al., 1991b). При ДВНЧС эволюция избирательного вовлечения мышц с течением времени очень отчетлива. После 10–15 лет слабости при тыльном сгибании голеностопного сустава в длинных мышцах-разгибателях стопы появляются повреждения вместе с увеличивающимся опусканием стопы. В то же время происходят изменения в подколенных сухожилиях, малой ягодичной мышце и напряжении широких фасций (рис. 16.3C, D) (Udd et al., 1991b). Вначале вовлечение может быть асимметричным.Могут присутствовать другие очаговые поражения, например, в камбаловидной или медиальной икроножной мышце. Однако такие поражения икр редко влияют на походку (Udd et al., 1991b).

Результаты биопсии мышц при ДВНЧС зависят от взятого образца мышечной ткани: в пораженных мышцах переднего отдела ноги, миопатические изменения, включая изменение окаймления вакуоля, изменение размера волокна, тонкие атрофические волокна, центральные ядра, внутренние структурные изменения в миофибриллах, эндомизиальные фиброз, а в конечной стадии — дистрофия с жировым замещением.Некротические волокна, подвергающиеся фагоцитозу, при ВНЧС встречаются редко. Оба основных типа волокон в равной степени вовлечены в патологический процесс, но без нейрогенных проявлений. Активность кислой фосфатазы была увеличена во многих, а убиквитин экспрессировался в других вакуолях с краями, которые обычно не выстилаются белками сарколеммальной мембраны (рис. 16.3E, F). В отличие от спорадического миозита с тельцами включения, вакуолизированные волокна в TMD были отрицательными для окрашивания Конго красным и с иммуногистохимическим анализом на β-амилоид и белок-предшественник амилоида.SMI-31, протестированный с антителом, перекрестно реагирующим с гиперфосфорилированным тау-белком, оказался отрицательным в большинстве вакуолей с краями, но показал цитоплазматическую экспрессию в некоторых явно нормальных мышечных волокнах.

EM выявил в целом хорошо сохранившуюся структуру саркомера даже у гомозиготных мутантов LGMD2J. Окантованные вакуолизированные волокна содержат очаговые цитоплазматические и саркомерные продукты деградации и редкие тубулофиламентные включения (Udd et al., 1993). Эти очаговые области миофибриллярной деградации содержат множество мелких пузырьков, совместимых с лизосомными компонентами, тогда как вся окаймленная вакуоль не связана с мембраной.

Вклад мышечной силы нижних конечностей в походку людей без нарушений | Физиотерапия

Аннотация

Предпосылки и цель. Хотя асимметрия походки при реабилитации задокументирована, мало что известно о задачах движения и контроля, выполняемых каждой конечностью, и о том, как эти задачи решаются между нижними конечностями. Целью этого исследования было проверить гипотезу о том, что ведущая конечность в основном способствует продвижению вперед, тогда как задняя конечность обеспечивает контроль и в меньшей степени продвигает нижнюю конечность. Темы. В исследовании приняли участие девятнадцать мужчин со средним возрастом 26,2 года (SD = 3,2, диапазон = 21–34), не имеющих в анамнезе ортопедических заболеваний. Методы. Сила мышц определялась с помощью 8-камерной высокоскоростной видеосистемы, синхронизированной с двумя силовыми пластинами. Метод анализа главных компонентов применялся для сокращения и классификации 52 переменных походки для каждой конечности, а корреляции Пирсона использовались для определения взаимодействий в наборах данных для каждой конечности. Результаты. Движение по ходьбе было инициировано бедром ведущей конечности вскоре после удара пяткой и поддерживалось на протяжении всей фазы стойки. Контроль был основной задачей задней конечности, о чем свидетельствуют всплески поглощения энергии в бедре и колене. Заключение и обсуждение. Взаимодействие внутри конечностей дополнительно подчеркнуло функциональную взаимосвязь между продвижением вперед и контрольными задачами и подчеркнуло важность действий во фронтальной и поперечной плоскостях во время ходьбы.

Анализ походки субъектов без нарушений нижних конечностей проводится для характеристики походки и создания основы для понимания нарушений опорно-двигательного аппарата с целью улучшения результатов реабилитации.Сходства или различия между нижними конечностями людей без нарушений могут повлиять на интерпретацию клиницистом данных, полученных от людей, походка которых затронута патологией.

Сообщалось о различиях между правой и левой конечностями для субъектов без нарушений. Например, Herzog et al -1 обнаружили, что асимметрии были намного больше, чем ожидалось в 34 переменных походки для контрольной группы. Такие переменные, как максимальная вертикальная сила, показали неожиданную изменчивость асимметрии.Гундерсен и др. 2 также задокументировали асимметрию походки по временным и кинематическим переменным, оспаривая предположение о том, что правая и левая конечности функционируют симметрично.

Различия между нижними конечностями во время походки можно частично объяснить относительным вкладом каждой конечности в контроль и толчок, необходимые во время походки. Хирасава 3 представил доказательства в поддержку этого предположения, заявив, что левая нижняя конечность в основном способствует переносу веса тела во время ходьбы, тогда как правая нижняя конечность отвечает за движение.При оценке латерального компонента силы реакции опоры у 28 испытуемых Мацуска и др. 4 сообщили, что медиолатеральный баланс при ходьбе контролировался в основном левой конечностью. Для 53 субъектов мужского пола и 39 субъектов женского пола, идущих на медленной, свободной и быстрой скорости, Hirokawa 5 ассоциировал движение с правой конечностью, тогда как левая конечность, как было установлено, отвечает за поддержку. К сожалению, эти исследователи обычно сосредотачивались на одной переменной за раз. Недавно Садеги и др. 6 предположили, что асимметрию походки у людей без нарушений можно объяснить действиями, предпринимаемыми нижними конечностями для продвижения сегментов тела и контроля их продвижения вперед.Однако ни одно из рассмотренных исследований не предоставило данных о том, как эти действия управляются в каждой конечности для достижения толчка и поддержки.

Мышечные силы, сочетающие в себе кинетическую информацию (например, моменты) и кинематическую информацию (например, угловую скорость), кажутся нам хорошими индикаторами способности людей двигаться и управлять своими нижними конечностями. 7,8 Силы мышц использовались для описания походки людей без нарушений, 9,10 людей с ампутациями, 11 и пациентов с полным протезом бедра. 12 Взаимодействие между мышечными силами может отражать определенные стратегии движения и контроля, связанные с каждой конечностью. В походке, связанной с патологиями, эти взаимодействия могут нарушаться, что приводит к компенсаторным действиям. Понимание взаимосвязи мышечной силы нижних конечностей, способствующих контролю и движению во время ходьбы у людей без патологий, может быть полезно для различения асимметрии, вызванной патологиями и нарушениями, и асимметрий, возникающих в результате компенсаций.Хорошо известным примером может служить отсутствие отталкивания у людей с ампутацией нижних конечностей по сравнению с чрезмерной компенсацией сгибания бедра при продвижении пораженной конечности вперед. 13 Хотя примеры движения в сагиттальной плоскости легче оценить и понять, поскольку предполагается, что движение происходит в одной плоскости и вокруг одной оси вращения, трехмерные данные могут выделить более сложные взаимодействия, происходящие в других плоскостях, например хорошо.

Мы постулировали, что асимметрию походки у людей без нарушений можно объяснить действиями, предпринимаемыми нижними конечностями для продвижения сегментов тела и контроля их продвижения вперед.Мы также выдвинули гипотезу, что сила мышц, развиваемая внутри конечности для выполнения задач управления и движения, частично ответственна за асимметрию походки. Целью нашего исследования с использованием мышечной силы было проверить гипотезу о том, что одна конечность (ведущая конечность) в основном способствует продвижению вперед, тогда как другая конечность (задняя конечность) обеспечивает контроль и в меньшей степени способствует движению.

Метод

Субъектов

19 мужчин, принявших участие в этом исследовании, имели средний возраст 26 лет.18 лет (SD = 3,2, диапазон = 21–34), средний рост 1,77 м (SD = 0,06, диапазон = 1,70–1,87) и средняя масса тела 82,4 кг (SD = 13, диапазон = 66,7–112). ). Субъекты не имели в недавнем анамнезе ортопедических заболеваний, таких как недавняя травма или операция, которые могли бы повлиять на их ходьбу. У всех испытуемых преобладала правая рука и правая нога, что было определено с помощью 5 действий, обычно используемых для определения предпочтений конечностей (например, удар по мячу, прыжок на одной ноге, бросание мяча, письмо и открытие банки). ).Хотя в этом отчете не рассматривается доминирование конечностей, мы хотели получить единую выборку субъектов на тот случай, если доминирование имеет значение.

Процедура

Трехмерная (3-D) модель из 7 сегментов тела, состоящая из туловища, бедер, голеней и ступней, была определена с помощью 20 светоотражающих маркеров диаметром 2,5 см. 6 Для каждой стопы маркеры были помещены на латеральную лодыжку, пятку и латеральную границу пятого плюснефалангового сустава.Маркеры также помещали над вершиной латерального надмыщелка и срединно-латеральными сторонами большеберцовой кости для определения голени, а также над срединно-латеральными сторонами бедер и большими вертелами. Для таза маркеры наносили на передние верхние ости подвздошной кости и гребни подвздошной кости. Туловище идентифицировали маркеры таза, а также отметки, нанесенные на боковую границу плеч. Для расчета движения в совместной системе координат измерения проводились между внешними маркерами и предполагаемым суставным центром вращения каждой нижней конечности.

Двусторонние кинетические данные о походке были собраны с помощью 2 силовых пластин AMTI *, которые были расположены по центру вдоль 13-метровой дорожки, и видеосистемы с 8 камерами †. Для наблюдения за 2 последовательными шагами с каждой стороны были размещены 4 камеры. объекта на среднем расстоянии 4,5 м по дуге около 120 градусов. После калибровки камеры испытуемых в удобных шортах и ​​кроссовках просили пройти по дорожке в их собственном свободном темпе. Поскольку у всех испытуемых преобладала правая сторона, правая нижняя конечность была произвольно выбрана в качестве ведущей нижней конечности, а левая нижняя конечность была произвольно выбрана в качестве задней нижней конечности.Видеозаписи данных записывались с частотой 90 Гц, а данные синхронизированной силы дискретизировались с частотой 360 Гц. Хотя данные были собраны для 5 испытаний ходьбы, для анализа были выбраны данные 3 испытаний двусторонней ходьбы, которые были наиболее близки к средней скорости ходьбы субъекта.

Программное обеспечение прямого линейного преобразования системы анализа движения Expert-Vision † использовалось для восстановления маркеров изображения в трехмерных координатах. Шум на видеозаписи и данные о силе были уменьшены с помощью фильтра Баттерворта четвертого порядка с нулевой фазовой задержкой и частотами среза 6 и 30 Гц соответственно. 16 Среднеквадратичная абсолютная ошибка трехмерных координат была менее 5 мм, а относительная ошибка измерения, соответствующая расстоянию между двумя известными маркерами, была менее 1 мм.

Данные по сегментам тела, кинематике и силовой пластине использовались для расчета чистого мышечного момента в каждом суставе нижних конечностей и в каждой плоскости на протяжении всего цикла походки. 6,9 Мгновенная мышечная сила рассчитывалась как произведение чистого мышечного момента и угловой скорости сустава.Механическая энергия, генерируемая и поглощаемая в каждом суставе, рассчитывалась на основе силы мышц, развиваемой в каждой плоскости. Для усреднения силы мышц и их соответствующие механические энергии были нормализованы по отношению к массе тела каждого испытуемого. 6,9

Чтобы проиллюстрировать трехмерную силу мышц, развиваемую во время цикла походки, и определить пиковые значения, которые были выбраны для анализа, средние кривые задней конечности были наложены на той же временной шкале, что и средние значения ведущих конечностей. с их стандартными отклонениями, как показано на рисунке.Это было сделано путем нормализации кривых мощности каждой конечности относительно продолжительности цикла походки. Цикл походки ведущей конечности составлял 1,45 м (SD = 0,7) по продолжительности и нормализовался до 100%, при средней фазе опоры 60,7% (SD = 1,7%). Цикл походки задней конечности составлял 1,47 м (SD = 0,7) по продолжительности и также был нормализован до 100%, но начинался на 10,6% цикла походки ведущей конечности и заканчивался на 110,6% цикла походки ведущей конечности. . Средняя фаза опоры составила 61,0% (SD = 1,5%) и наступила в возрасте 71 года.6% цикла походки по шкале ведущих конечностей. Об этом типе одновременного и двустороннего представления кривых мышечной силы ранее сообщали и обсуждали Аллард и его коллеги. 10,17 Эти кривые в целом соответствуют кривым, представленным Энгом и Винтером. 9

Рисунок.

Средние трехмерные (A) кривые силы бедра (B), колена (B) и (C) голеностопного сустава, построенные для правой (сплошная линия) и левой (пунктирная линия) нижних конечностей у 19 субъектов без известных патологий или ограничений для 57 естественная скоростная походка.Наложенные пунктирные линии представляют собой 1 стандартное отклонение от среднего значения силы мышц правой конечности. См. Таблицу 1 для сокращений переменных.

Рисунок.

Средние трехмерные (A) кривые силы бедра (B), колена (B) и (C) голеностопного сустава, построенные для правой (сплошная линия) и левой (пунктирная линия) нижних конечностей у 19 субъектов без известных патологий или ограничений для 57 естественная скоростная походка. Наложенные пунктирные линии представляют собой 1 стандартное отклонение от среднего значения силы мышц правой конечности.См. Таблицу 1 для сокращений переменных.

Двухэтапный подход использовался для определения основных вкладов мышечной силы каждой нижней конечности во время ходьбы и определения их взаимодействия в каждой конечности. Для каждой конечности сначала был использован анализ главных компонентов (PCA), чтобы классифицировать 52 переменных походки на более мелкие наборы данных или главные компоненты. Эти переменные, которые перечислены в таблице 1, состояли из 8 пространственно-временных переменных и 22 пиковых мышечных мощностей для каждой конечности и их соответствующих механических энергий. 10

Таблица 1.

Названия 8 пространственно-временных переменных и 22 пиковых мышечных мощностей и соответствующие им энергии, рассчитанные для каждой нижней конечности a

9000 0 h4 боковых вращателей колена 107
Пространственно-временная переменная . Muscle Power (Сила мышц) . Механическая энергия .
Скорость HIS (разгибатели бедра) HIS
Длина шага h3S (сгибатели бедра) h3S
Стойка h4S (hip h4S) h4S
Длина шага h2F (отводящие бедра) h2F
Cadence h3F (отводящие бедра) h3F
Фаза разрыва h4F (отводящие бедра 9107) время поддержки h2T (медиальные вращатели бедра) h2T
Terminal double h3T (боковые вращатели бедра) h3T
время поддержки h4T (медиальные вращатели бедра) K1S (разгибатели колена) K1S
K2S (колено разгибатели) K2S
K3S (разгибатели коленного сустава) K3S
K4S (разгибатели колена) K4S
K1F (разгибатели колена) K1F
K2F (приводящие и отводящие колени) K2F
K1T (медиальные вращатели коленного сустава) K1T
K2T
K3T (медиальные вращатели коленного сустава) K3T
A1S (тыльные сгибатели голеностопного сустава) A1S
A2S (подошвенные сгибатели голеностопного сустава) A2S
A1F
A2F (инверторы голеностопного сустава) A2F
9000 0 h4 боковых вращателей колена 107
Пространственно-временная переменная . Muscle Power (Сила мышц) . Механическая энергия .
Скорость HIS (разгибатели бедра) HIS
Длина шага h3S (сгибатели бедра) h3S
Стойка h4S (hip h4S) h4S
Длина шага h2F (отводящие бедра) h2F
Cadence h3F (отводящие бедра) h3F
Фаза разрыва h4F (отводящие бедра 9107) время поддержки h2T (медиальные вращатели бедра) h2T
Terminal double h3T (боковые вращатели бедра) h3T
время поддержки h4T (медиальные вращатели бедра) K1S (разгибатели колена) K1S
K2S (колено разгибатели) K2S
K3S (разгибатели коленного сустава) K3S
K4S (разгибатели колена) K4S
K1F (разгибатели колена) K1F
K2F (приводящие и отводящие колени) K2F
K1T (медиальные вращатели коленного сустава) K1T
K2T
K3T (медиальные вращатели коленного сустава) K3T
A1S (тыльные сгибатели голеностопного сустава) A1S
A2S (подошвенные сгибатели голеностопного сустава) A2S
A1F
A2F (инверторы голеностопного сустава) A2F
Таблица 1.

Названия 8 пространственно-временных переменных и 22 пиковых мышечных мощностей и соответствующие им энергии, рассчитанные для каждой нижней конечности a

9000 0 h4 боковых вращателей колена 107
Пространственно-временная переменная . Muscle Power (Сила мышц) . Механическая энергия .
Скорость HIS (разгибатели бедра) HIS
Длина шага h3S (сгибатели бедра) h3S
Стойка h4S (hip h4S) h4S
Длина шага h2F (отводящие бедра) h2F
Cadence h3F (отводящие бедра) h3F
Фаза разрыва h4F (отводящие бедра 9107) время поддержки h2T (медиальные вращатели бедра) h2T
Terminal double h3T (боковые вращатели бедра) h3T
время поддержки h4T (медиальные вращатели бедра) K1S (разгибатели колена) K1S
K2S (колено разгибатели) K2S
K3S (разгибатели коленного сустава) K3S
K4S (разгибатели колена) K4S
K1F (разгибатели колена) K1F
K2F (приводящие и отводящие колени) K2F
K1T (медиальные вращатели коленного сустава) K1T
K2T
K3T (медиальные вращатели коленного сустава) K3T
A1S (тыльные сгибатели голеностопного сустава) A1S
A2S (подошвенные сгибатели голеностопного сустава) A2S
A1F
A2F (инверторы голеностопного сустава) A2F
9000 0 h4 боковых вращателей колена 107
Пространственно-временная переменная . Muscle Power (Сила мышц) . Механическая энергия .
Скорость HIS (разгибатели бедра) HIS
Длина шага h3S (сгибатели бедра) h3S
Стойка h4S (hip h4S) h4S
Длина шага h2F (отводящие бедра) h2F
Cadence h3F (отводящие бедра) h3F
Фаза разрыва h4F (отводящие бедра 9107) время поддержки h2T (медиальные вращатели бедра) h2T
Terminal double h3T (боковые вращатели бедра) h3T
время поддержки h4T (медиальные вращатели бедра) K1S (разгибатели колена) K1S
K2S (колено разгибатели) K2S
K3S (разгибатели коленного сустава) K3S
K4S (разгибатели колена) K4S
K1F (разгибатели колена) K1F
K2F (приводящие и отводящие колени) K2F
K1T (медиальные вращатели коленного сустава) K1T
K2T
K3T (медиальные вращатели коленного сустава) K3T
A1S (тыльные сгибатели голеностопного сустава) A1S
A2S (подошвенные сгибатели голеностопного сустава) A2S
A1F
A2F (инверторы голеностопного сустава) A2F

Анализ данных

Чтобы уменьшить количество переменных походки, были сохранены первые 4 основных компонента, которые содержали более 60% информации. 18 Затем для каждого из извлеченных основных компонентов были выбраны переменные походки с факторной нагрузкой 0,6 или выше для дальнейшего анализа. Читателю отсылаем к Olney et al., , 19, , где представлен подробный клинический пример метода PCA. На втором этапе был проведен анализ корреляции Пирсона ( r ) для определения взаимодействий между переменными походки, идентифицированными PCA в каждой конечности. Те, которые были значительными при P <.05 и корреляция 0,60 или выше были сохранены. Этот анализ проводился дважды, по одному разу для данных о походке каждой конечности. Все статистические анализы проводились с использованием программного обеспечения Statistica. ‡

Результаты

Факторные нагрузки значимых переменных времени, мощности и энергии, полученные из PCA ведущих и задних конечностей, представлены в таблицах 2 и 3, соответственно. Для ведущей конечности 9 из 52 переменных походки оказались значимыми.Эти переменные перечислены в таблице 2 и в основном связаны с активностью тазобедренного сустава. Шесть из 9 переменных походки были связаны с выработкой мышечной силы. Скорость ходьбы и длина шага определялись PCA, хотя различий между конечностями не отмечалось. Для описания активности задней конечности требовалось больше переменных походки (табл. 3). Были отобраны шестнадцать из 52 переменных. Всплески мощности поглощения и генерации были идентифицированы во всех трех плоскостях, и они были примерно одинаково распределены между бедром и коленом.

Таблица 2. Факторные нагрузки

на правую конечность значительных пиковых мощностей, механических энергий и временных переменных с соответствующими стандартными отклонениями в скобках

1,42) 3 -4.80 7
Ведущая конечность a . Факторные нагрузки . Мышечная мощность (Вт / кг) . Энергия (Дж / кг 10 −2 ) . Временные переменные .
HIS 0,86 1,50 (1,10)
HIS 0,77 17,10 (17,50) 4 4
h4S 0,78 29,60 (17,90)
h4F 0,83 −0.19 (0,14)
h3T 0,83 5,32 (3,90)
K1S 0,73 0,60 0,07 (0,07)
Скорость (м / с) 0,71 1,30 (0,12)
7
.02 (1,42)
Факторные нагрузки . Мышечная мощность (Вт / кг) . Энергия (Дж / кг 10 −2 ) . Временные переменные .
HIS 0,86 1,50 (1,10)
HIS 0,77 17,10 (17,50) 4
h4S 0,78 29,60 (17,90)
h4F 0,83 -00007 900 9107 9107
−00007 900 9107
0,83 5,32 (3,90)
K1S 0,73 −4,80 (3,00)
K3T 60 0,07 (0,07)
Скорость (м / с) 0,71 1,30 (0,12)
Таблица 2. Значительные правосторонние факторные нагрузки

Пиковые мощности, механические энергии и временные переменные с соответствующими стандартными отклонениями в скобках

1.42) 000 000 000 м / с 0 Скорость71
Ведущая конечность a . Факторные нагрузки . Мышечная мощность (Вт / кг) . Энергия (Дж / кг 10 −2 ) . Временные переменные .
HIS 0,86 1,50 (1,10)
HIS 0,77 17,10 (17,50) 4 4
h4S 0.78 29,60 (17,90)
h4F 0,83 −0,19 (0,14)
h3T 0,83 0,83
K1S 0,73 −4,80 (3,00)
K3T 0,60 0,07 (0,07)
1,30 (0,12)
.73 9000 7000
Ведущая конечность a . Факторные нагрузки . Мышечная мощность (Вт / кг) . Энергия (Дж / кг 10 −2 ) . Временные переменные .
HIS 0,86 1,50 (1,10)
HIS 0.77 17,10 (17,50)
h4S 0,74 3,02 (1,42)
h4S 0,78

07

0,78

07

9

h4F 0,83 −0,19 (0,14)
h3T 0,83 5,32 (3,90)
−4,80 (3,00)
K3T 0,60 0,07 (0,07)
Скорость (м / с) 0,71

9 (0,12)

Таблица 3. Факторные нагрузки

на левую конечность значительных пиковых мощностей, механических энергий и временных переменных с соответствующими стандартными отклонениями в скобках

80 74 9106

68

68 000
Задняя конечность a . Факторные нагрузки . Мышечная мощность (Вт / кг) . Энергия (Дж / кг 10− 2 ) . Временные переменные .
HIS 0,81 1,23 (0,99)
HIS 0,73 24,20 (22.60) −0,95 (0,57)
HI F 0,79 −20,50 (16,10)
HIT 0,60 −9000,17 0,60 −
HIT 0,60 -1,70 (2,40)
K2S 0,70 0,56 (0,53)
5,30 (5,40)
K3S 0,73 −5,30 (0,04)
K1F 0,87 7
K1F 0,85 −0,90 (1,50)
K2T 0,73 −0,07 (0,10)
−0,60 (0,70)
K3T 0,89 0,05 (0,16)
K3T 0,89 0,89
Длина шага (м) 0,75 0,71 (0,04)
80 74 9106

68

68 000
Задняя конечность a . Факторные нагрузки . Мышечная мощность (Вт / кг) . Энергия (Дж / кг 10− 2 ) . Временные переменные .
HIS 0,81 1,23 (0,99)
HIS 0,73 24,20 (22.60) −0,95 (0,57)
HI F 0,79 −20,50 (16,10)
HIT 0,60 −9000,17 0,60 −
HIT 0,60 -1,70 (2,40)
K2S 0,70 0,56 (0,53)
5,30 (5,40)
K3S 0,73 −5,30 (0,04)
K1F 0,87 7
K1F 0,85 −0,90 (1,50)
K2T 0,73 −0,07 (0,10)
−0,60 (0,70)
K3T 0,89 0,05 (0,16)
K3T 0,89 0,89
Длина шага (м) 0,75 0,71 (0,04)
Таблица 3. Факторные нагрузки

на левую конечность значительных пиковых мощностей, механической энергии и временных переменных с соответствующими стандартами Отклонения в скобках

80 74 9106

68

68 000
Задняя конечность a . Факторные нагрузки . Мышечная мощность (Вт / кг) . Энергия (Дж / кг 10− 2 ) . Временные переменные .
HIS 0,81 1,23 (0,99)
HIS 0,73 24,20 (22.60) −0,95 (0,57)
HI F 0,79 −20,50 (16,10)
HIT 0,60 −9000,17 0,60 −
HIT 0,60 -1,70 (2,40)
K2S 0,70 0,56 (0,53)
5,30 (5,40)
K3S 0,73 −5,30 (0,04)
K1F 0,87 7
K1F 0,85 −0,90 (1,50)
K2T 0,73 −0,07 (0,10)
−0,60 (0,70)
K3T 0,89 0,05 (0,16)
K3T 0,89 0,89
Длина шага (м) 0,75 0,71 (0,04)
80 74 9106

68

68 000
Задняя конечность a . Факторные нагрузки . Мышечная мощность (Вт / кг) . Энергия (Дж / кг 10− 2 ) . Временные переменные .
HIS 0,81 1,23 (0,99)
HIS 0,73 24,20 (22.60) −0,95 (0,57)
HI F 0,79 −20,50 (16,10)
HIT 0,60 −9000,17 0,60 −
HIT 0,60 -1,70 (2,40)
K2S 0,70 0,56 (0,53)
5,30 (5,40)
K3S 0,73 −5,30 (0,04)
K1F 0,87 7
K1F 0,85 −0,90 (1,50)
K2T 0,73 −0,07 (0,10)
−0,60 (0,70)
K3T 0,89 0,05 (0,16)
K3T 0,89 0,89
Длина шага (м) 0,75 0,71 (0,04)

Поскольку PCA не идентифицировали никакие переменные, связанные с фазой качания, наше обсуждение по существу ограничится фазой стойки.Только переменные разгибателя бедра (h2S) и медиального (внутреннего) вращателя колена (K3T) были общими для обеих конечностей. Всплеск поколения разгибателей бедра (h2S) был связан с контролем над туловищем и коллапсом опорной конечности 9 , а также с прогрессированием вперед. 7,10 Этот всплеск генерации произошел при разгибании бедра на 12% цикла походки. Обе конечности генерировали примерно одинаковое количество пиковых мощностей и энергии. Всплеск мощности медиального вращателя колена (K3T), который произошел примерно на 55% цикла походки, был связан Аллардом и др. 10 с медиальным вращением бедра во время отталкивания при перемещении центра масс тела при подготовке. для следующего шага.

Для каждой конечности корреляция Пирсона применялась между всеми парами переменных походки, перечисленными в таблицах 2 и 3, чтобы определить взаимодействия внутри каждой конечности. Для ведущей конечности 6 переменных имели статистически значимый коэффициент корреляции Пирсона 0,60 или выше, тогда как 14 переменных имели коэффициент корреляции Пирсона 0,60 или выше для задней конечности (Табл. 4).

Таблица 4. Значения коэффициента корреляции

Пирсона для пиковых мощностей правой и левой нижней конечности (P) и механической энергии (E)

059 .60 10007 9167 9007 9007
Ведущая конечность . . HIS (E) . ЕГО (П) . h4S (E) . h2F (П) .
h4S (E) .60 .61 −.60
h3T (E) .
Задняя конечность . h2S (П) . h2F (E) . h2F (П) . K3T (E) . К3Т (П) .
K2S (E) .60
K2S (P) .60

07

.60 .60 −.60 −.61
K2T (P) .60 .70 −.61 −.66
K3T (P) −.71 −.74
K3T (P) −.61 −.74
Limading 90 . 059 .60 10007 9167 9167 −.7
. HIS (E) . ЕГО (П) . h4S (E) . h2F (П) .
h4S (E) .60 .61 −.60
h3T (E) .
Задняя конечность . h2S (П) . h2F (E) . h2F (П) . K3T (E) . К3Т (П) .
K2S (E) .60
K2S (P) .60

07

.60 .60 −.60 -.61
K2T (P) .60 .70 −.61 −.66
K3T (P) −.71
K3T (P) −.61 −.74
Таблица 4. Значения коэффициентов корреляции Пирсона

для правого и левого пика нижних конечностей ) и механической энергии (E)

059 .60 10007 9167 9007 9007
Ведущая конечность . . HIS (E) . ЕГО (П) . h4S (E) . h2F (П) .
h4S (E) .60 .61 −.60
h3T (E) .
Задняя конечность . h2S (П) . h2F (E) . h2F (П) . K3T (E) . К3Т (П) .
K2S (E) .60
K2S (P) .60

07

.60 .60 −.60 −.61
K2T (P) .60 .70 −.61 −.66
K3T (P) −.71 −.74
K3T (P) −.61 −.74
Limading 90 . 059 .60 10007 9167 9167 −.7
. HIS (E) . ЕГО (П) . h4S (E) . h2F (П) .
h4S (E) .60 .61 −.60
h3T (E) .
Задняя конечность . h2S (П) . h2F (E) . h2F (П) . K3T (E) . К3Т (П) .
K2S (E) .60
K2S (P) .60

07

.60 .60 −.60 -.61
K2T (P) .60 .70 −.61 −.66
K3T (P) −.71
K3T (P) −.61 −.74

Обсуждение

Цель нашего исследования состояла в том, чтобы проверить гипотезу о том, что ведущая конечность в основном способствует продвижению вперед, тогда как задняя конечность обеспечивает контроль и в меньшей степени способствует движению за счет различных взаимодействий всплесков мощности.

Ведущие силовые взаимодействия конечностей

Пиковая мышечная сила разгибателей бедра (h2S) и связанная с ней механическая энергия, произошедшая вскоре после удара пяткой, была связана другими исследователями с контролем прямого ускорения туловища 20 и потенциальным коллапсом стойка конечности 9 а также с продвижением вперед. 7,10 Измерения силы разгибателей бедра (h2S) и механической энергии умеренно коррелировали ( r =.60 и 0,61, P <0,001) с измерениями энергии сгибателей бедра (h4S). Активность сгибателя бедра (h4S) проявлялась в конце фазы опоры, и эта переменная походки была принята Winter et al. 20 для подтягивания бедра вверх. Взаимодействие между разгибателями бедра (h2S) и сгибателями бедра (h4S) можно частично объяснить тем фактом, что оба они способствуют продвижению вперед.

Winter 16 предположил взаимосвязь между импульсами выработки энергии разгибателями бедра (h2S) и сгибателями бедра (h4S), когда он сообщил, что сагиттальные моменты разгибателей способствовали продвижению тела вперед.Наши результаты подтверждают это наблюдение, открывая при этом еще одно измерение, связанное с тазом в средней стойке. Наибольшая корреляция была обнаружена между пиковой мощностью разгибателя бедра (h2S) и механической энергией, генерируемой в бедре, когда бедро вращалось в боковом (внешнем) направлении (h3T), что имело место во второй половине средней стойки ( r = 0,93 и 0,60, P <0,001). В это время таз вращался вперед и выдвигал заднюю конечность вперед под влиянием боковых ротаторов бедра (h3T), тем самым способствуя прогрессированию туловища.Энергия, связанная с силовой активностью внешнего вращателя бедра (h3T), которая происходила во время средней стойки, была связана с механической энергией бедра (h4S), генерируемой в конце фазы стойки во время периода отталкивания ( r = .61, P <.001).

Вращение таза было признано Saunders et al. 21 как одна из 6 детерминант походки. Они предположили, что, поскольку таз представляет собой жесткую структуру, он способствует продвижению вперед за счет своих попеременных вращений вокруг каждого бедра (h3T).Наше открытие подтверждает гипотезу о том, что и вращение таза, и разгибатель бедра опорной конечности служат для эффективного удлинения конечности и уменьшения чрезмерного падения центра масс тела, 22 сглаживая его вертикальный переход. 23 На основании этих наблюдений мы полагаем, что движение при походке не ограничивается периодом отталкивания. Это действие, которое начинается вскоре после удара пяткой, когда разгибатели бедра эксцентрически сокращаются (h2S), которое поддерживается во время средней стойки (h3T) и завершается при отталкивании сгибателями бедра (h4S), когда мышцы концентрически сокращаются.Большую стабильность таза обеспечивают отводящие бедра (h2F), что приводит к лучшему продвижению вперед. Наклон таза также рассматривался Saunders et al., , 21, , как один из определяющих факторов походки, снижающий вертикальные колебания туловища.

Поглощение силы бедра, развиваемое во фронтальной плоскости при ударе пяткой (h2F) и на протяжении всей средней стойки, отрицательно коррелировало с измерениями, полученными для сгибателей бедра (h4S) ( r = 0,60, P <0,001 ). Аллард и др. 10 и Маккиннон и Винтер 24 утверждали, что h2F контролирует наклон таза, когда задняя конечность входит в фазу поворота.Во время средней стойки бедро будет способствовать продвижению вперед, продвигая конечность вперед за счет активности разгибателей бедра (h2S), в то время как абдукторы бедра (h2F) стабилизируют наклон таза. В нашем исследовании ведущая конечность имела тенденцию к движению. Это движение было достигнуто главным образом бедром, с сильным вкладом силы сагиттальных мышц, что происходило на протяжении всей фазы стойки.

Силовые взаимодействия задней конечности

Измерения силы разгибателей бедра (h2S), которая считается источником движения, 6,7 умеренно коррелировали ( r =.60, P <.001) с измерениями выработки энергии коленом в сагиттальной плоскости (K2S), как показано в таблице 4. Этот K2S был связан Винтером и др. 20 с разгибанием колена после сгибания, контролируемого разгибателями. во время ранней средней позиции. K2S можно рассматривать как пропеллер, но его вклад менее эффективен, потому что его основная функция — разгибать колено и готовить нижнюю конечность к отталкиванию.

Поглощение силы бедра, развиваемое во фронтальной плоскости при ударе пяткой (h2F) и на протяжении всей средней стойки, контролирует наклон таза, когда правая конечность входит в фазу поворота. 10,23 Умеренная связь между измерениями, полученными для отводящих мышц бедра (h2F) и боковых вращателей колена (K2T) ( r = 0,60, P <0,001), связала вместе действия, связанные с контролем и подготовкой удар правой конечностью пяткой. Перед периодом двойной поддержки наклон таза контролируется для обеспечения безопасного переноса веса тела. Как только происходит первоначальный контакт с землей и ведущая конечность начинает безопасно нести вес, ведомое колено вращается внутрь, способствуя постепенному переносу веса тела под контролем бокового вращающего момента (K2T).

Медиальное вращение ведомой стойки активно способствует переносу веса тела за счет выработки энергии медиальными вращателями колена (K3T). Это наблюдение частично подтверждается разумной отрицательной корреляцией между латеральными ротаторами колена (K2T) и медиальными вращателями колена (K3T) ( r = -. 60, P <.001) и высокой отрицательной взаимосвязью между максимальная сила мышц отводящего бедра (h2F) и медиального вращателя колена (K3T) ( r = -. 71, P <.001). Таким образом, взаимосвязь между мощностями h2F, K2T и K3T может быть объяснена в терминах управляющих воздействий со стороны нижней задней конечности. Эти результаты были подтверждены Winter et al, 20 , которые предположили, что поперечные моменты колена являются пассивными элементами, которые реагируют на моменты бедра.

Наше описание контролируемого переноса веса тела может быть применимо к обеим конечностям, но взаимодействия между этими силами бедра и колена не были обнаружены для ведущей конечности. Мы полагаем, что это открытие можно частично объяснить сильным движением ведущей конечности.Хотя задняя конечность находилась в фазе поворота, она могла отклониться от траектории движения тела из-за отталкивания ведущей конечностью. Коррекция задней конечностью могла быть достигнута только во время ее собственного периода отталкивания с помощью мощных всплесков K2T и K3T, когда стержень вращался медиально и ориентировал туловище и нижнюю конечность в соответствии с намеченным путем продвижения.

Задняя конечность характеризовалась намного большей пиковой мощностью и механической энергией, чем ведущая конечность.Некоторые из этих пиковых мощностей и механических энергий обязательно способствовали прогрессу; в противном случае у наших испытуемых наблюдались явные нарушения походки. Однако их было достаточно, чтобы продвинуть заднюю конечность вперед примерно с той же скоростью (X = 1,32 м / с, SD = 0,10), что и в передней конечности (X = 1,30 м / с, SD = 0,12). Большинство мощностей и энергий приходилось на поперечную и фронтальную плоскости, и большинство из них было связано с поглощением энергии.

Эти поглощающие способности были в основном связаны с управляющими воздействиями нижней конечности в период средней стойки и отталкивания.Когда присутствовала деятельность по выработке энергии, движение было в основном вторичным по отношению к действиям управления, и они могли возникать для исправления действий, вызванных движением ведущей конечности. Мы предполагаем, что основная функция задней конечности была связана с управляющими действиями.

Всплеск выработки энергии в голеностопном суставе, который развился при отталкивании (A2S), не был выбран в первых 4 основных компонентах PCA в качестве ключевой переменной для любой конечности. Это открытие было несколько неожиданным.Однако он действительно появился в PCA, но только для ведущей конечности и только в пятом главном компоненте, который объяснил менее 10% общей дисперсии. Пиковое значение мощности (A2S) (X = 3,21 Вт / кг, SD = 0,69) и механическая энергия не показали хорошей корреляции с другими переменными. Наивысшая корреляция A2S составила -,56 с силой отведения бедра (h4F). Учитывая сильное взаимодействие активности тазобедренного сустава и отсутствие переменных мощности или энергии голеностопного сустава в PCA, эти результаты подтверждают пассивную роль голеностопного сустава в продвижении нижней конечности вперед. 23 Эти результаты могут частично объяснить наблюдения Вагнера и др. 25 и Принца и др., 26 , которые сообщили об аналогичных силах реакции опоры на землю у людей с ампутациями нижних конечностей, которым были установлены SACH (твердые — пятка с подушкой для лодыжки) стопы или энергоаккумулирующий протез стопы.

В этой статье мы представляем одновременные трехмерные двусторонние данные в попытке объяснить асимметрию походки у людей без известных патологий или нарушений в отношении задач, связанных с контролем и движением.Мы не сосредотачивались на доминировании конечностей, а скорее на нормальных вариациях походки, которые мы считаем адаптацией в течение 2 последовательных шагов. Были выбраны только правоногие, потому что данные, полученные как у правоногих, так и у левоногих, могли повлиять на результаты из-за доминирования конечностей. Кроме того, люди с преобладанием правой стороны представляют большую популяцию, чем люди с левой ногой. На основании доступной информации не известно, что ступня связана с асимметрией походки. Гундерсен и др. 2 пришли к выводу, что асимметрию нельзя предсказать с помощью доминирования.Одна конечность ведет себя иначе, чем другая. Поскольку у нас нет достаточной информации, чтобы связать эти различия с доминированием конечностей, мы хотели выразить наши результаты в терминах одной конечности по отношению к другой конечности у субъектов с правой ногой. Взаимодействие между этими переменными походки внутри и между конечностями необходимо учитывать, чтобы улучшить наше понимание движения вперед и задач контроля в нижних конечностях во время ходьбы.

Хотя правая конечность была выбрана в качестве ведущей, может быть интересно повторить исследование с левой конечностью в качестве ведущей.Имея субъектов с доминированием левой конечности, мы могли бы получить дополнительную информацию, но этих субъектов труднее найти.

Несколько факторов могли способствовать заметному различию в задачах, выполняемых ведущими и задними конечностями. Хотя проход был 13 м в длину и данные собирались в центральной части прохода, на испытуемых могло повлиять априорное знание о том, что они должны полностью остановиться в течение нескольких метров после наступления на вторую силовую пластину. .Хотя Грабинер и др. 27 показали, что наступление на силовую пластину не влияет на характер походки, это может быть не так, когда используются две силовые пластины. Наше исследование было сосредоточено на действиях, выполняемых нижними конечностями в 2 последовательных циклах походки. Чтобы определить, является ли ведущая конечность основным двигателем, необходимо изучить походку после 3 или более последовательных циклов походки.

Заключение

В нашем исследовании мы продемонстрировали, что ведущая конечность в основном способствует продвижению вперед, тогда как задняя конечность обеспечивает контроль и в меньшей степени способствует движению.Для ведущей конечности толчок представлял собой деятельность, инициированную бедром вскоре после удара пяткой и поддерживаемую на протяжении фазы стойки. Управление было основной задачей задней конечности, о чем свидетельствуют всплески поглощения мощности. Генерация энергии задней конечности обычно была вторичной по отношению к управляющим действиям или, возможно, для корректировки движения ведущей конечности. Наши результаты подчеркивают роль действий в поперечной и фронтальной плоскости во время ходьбы, и мы считаем, что эту роль следует учитывать при оценке походки и при рассмотрении подходов к реабилитации и физиотерапевтическому вмешательству.

Список литературы

1

Herzog

Вт

,

Нигг

BM

,

Чтение

LJ

,

Olsson

E

.

Асимметрии в структуре силы реакции опоры при нормальной походке человека

.

Медико-спортивные упражнения

.

1989

;

21

:

110

144

,2

Гундерсен

LA

,

Valle

DR

,

Barr

AE

и др..

Двусторонний анализ колена и голеностопного сустава во время ходьбы: исследование взаимосвязи между латеральным доминированием и симметрией

.

Phys Ther

.

1989

;

69

:

640

650

,3

Хирасава

Y

.

Левая нога с опорой на стоящего человека прямо (двуногого)

.

Сайэнсу

.

1981

;

6

:

32

44

,4

Мацуска

N

,

Fujita

M

,

Hamamura

A

и др. .

Взаимосвязь между правой и левой ногой при походке человека с точки зрения контроля равновесия

. В:

Winter

DA

,

Norman

R

,

Wells

R

и др., ред.

Биомеханика IX-A

.

Шампейн, Иллинойс,

:

Human Kinetics Publishers,

;

1985

:

427

430

,5

Хирокава

S

.

Нормальные характеристики походки при ограничениях по времени и расстоянию

.

Дж. Биомед Анг

.

1989

;

11

:

449

456

.6

Садеги

H

,

Allard

P

,

Duhaime

M

.

Функциональная асимметрия походки у трудоспособных лиц

.

Наука о человеческих движениях

.

1997

;

16

:

243

258

,7

Вардаксис

VG

,

Allard

P

,

Lachance

R

,

Duhaime

M

.

Классификация здоровой походки с использованием силы мышц 3-D

.

Наука о человеческих движениях

.

1998

;

17

:

121

136

,8

Олни

SJ

,

Griffin

MP

,

McBride

ID

.

Временные, кинематические и кинетические переменные, связанные со скоростью походки у субъектов с гемипелигией: подход регрессии

.

Phys Ther

.

1994

;

74

:

872

885

,9

Eng

JJ

,

Зима

DA

.

Кинетический анализ нижних конечностей при ходьбе: какую информацию можно получить из трехмерной модели?

Дж Биомех

.

1995

;

28

:

753

758

.10

Аллард

п.

,

Лашанс

R

,

Aissaoui

R

,

Duhaime

M

.

Синхронная двусторонняя 3D трудоспособная походка

.

Наука о человеческих движениях

.

1996

;

15

:

327

346

,11

Чернецкий

JM

,

Гиттер

A

,

Munro

C

.

Момент в суставах и характеристики выходной мощности мышц у людей с ампутированными ногами ниже колена во время бега: влияние запасающей энергию протезов стопы

.

Дж Биомех

.

1991

;

24

:

63

75

.12

Луазо

Дж

,

Allard

P

,

Duhaime

M

,

Landjerit

B

.

Двусторонняя походка у пациентов с полным протезом бедра

.

Arch Phys Med Rehabil

.

1995

;

76

:

552

557

,13

Садеги

H

,

Allard

P

,

Duhaime

M

.

Компенсаторные механизмы мышечной силы при походке без ноги ниже колена

.

Am J Phys Med Rehabil

. В печати.14

Харрис

AJ

.

Тесты бокового доминирования Харриса

.

Нью-Йорк, Нью-Йорк

:

Психологическая корпорация

;

1953

0,15

Дордилл

CB

,

Thoreson

NS

.

Надежность бокового осмотра

.

J Clin Exp Neurophysiol

.

1993

;

15

:

183

190

,16

Зима

DA

.

Биомеханика и моторный контроль походки человека: нормальный, пожилой и патологический

. 2-е изд. Ватерлоо, Онтарио, Канада: Университет Ватерлоо Пресс;

1990

:

39

.

17

Аллард

п.

,

Lachance

R

,

Aissaoui

R

и др. .

Мужчины и женщины, способные ходить

. В:

Allard

P

,

Cappozzo

A

,

Lundberg

A

,

Vaughan

CL

, ред.

Трехмерный анализ передвижения человека

.

Нью-Йорк, Нью-Йорк

:

John Wiley & Sons Inc

;

1997

:

67

89

,18

Гамильтон

HC

.

Регрессия с графикой: второй курс прикладной статистики

.

Белмонт, Калифорния

:

Wadsworth Inc

;

1992

,19

Олни

SJ

,

Griffin

MP

,

McBride

ID

.

Многомерное исследование данных анализа походки лиц, перенесших инсульт

.

Phys Ther

.

1998

;

78

:

814

828

,20

Зима

DA

,

Eng

JJ

,

Ishac

MG

.

Обзор кинетических параметров ходьбы человека

. В:

Craik

RL

,

Oatis

CA

, ред.

Анализ походки: теория и применение

.

St Louis, Mo

:

Mosby-Year Book Inc

;

1995

:

252

270

,21

Сондерс

JBDM

,

Inman

VT

,

Eberhart

HS

.

Основные детерминанты нормальной и патологической походки

.

J Bone Joint Surg Br

.

1953

;

67

:

237

241

,22

Перри

Дж

.

Анализ походки: нормальная и патологическая функция

.

Thorofare, NJ

:

Slack Inc

;

1992

:

524

,23

Бэгли

AM

,

Foerster

SA

,

Skinner

HB

, Mote CD Jr.

Соотношение между потреблением энергии и массой протеза для людей с ампутированными конечностями выше колена (AK)

.

Транс Ортоп Рес Соц

.

1990

;

15

:

173

0,24

Маккиннон

CD

,

Зима

DA

.

Контроль баланса всего тела во фронтальной плоскости при ходьбе человека

.

Дж Биомех

.

1993

;

26

:

633

644

.25

Вагнер

Дж

,

Сиенко

S

,

Supan

T

,

Barth

D

.

Анализ движения SACH по сравнению с Flex-Foot у умеренно активных ампутантов ниже колена

.

Ортопедический протез Инт

.

1987

;

11

:

55

62

0,26

Князь

Ф

,

Allard

P

,

Therrien

RG

,

McFadyen

BJ

.

Асимметрия импульсов беговой походки у лиц с ампутированными конечностями ниже колена

.

Ортопедический протез Инт

.

1994

;

16

:

19

24

0,27

Грабин

MD

,

Feuerbach

JW

,

Lundin

TM

,

Davis

B

.

Визуальное наведение на силовые плиты не влияет на изменчивость силы реакции опоры

.

Дж Биомех

.

1995

;

28

:

1115

1117

.

© 2000 Американская ассоциация физиотерапии

Взаимосвязь силы мышц верхних и нижних конечностей у пожилых людей с ограниченной подвижностью | Журналы геронтологии: Серия А

Аннотация

Справочная информация . Нарушения силы мышц нижних конечностей являются изменяемыми факторами, лежащими в основе ограничения подвижности у пожилых людей.В этом исследовании изучалась взаимосвязь между силой мышц верхних и нижних конечностей и их роль в прогнозировании показателей мобильности пожилых людей, проживающих в сообществе.

Методы . Был проведен поперечный анализ. В нем приняли участие 37 взрослых с ограниченными физическими возможностями (24 женщины, 13 мужчин) в возрасте от 65 до 93 лет. Измерения включали максимум одного повторения (1ПМ) для верхней (разгибание локтя) и нижней конечности (жим двумя ногами), а также мощность мышц на 40% и 70% на одно повторение.Измерения физической работоспособности включали время подъема по лестнице, время короткой физической нагрузки и время ходьбы 4 метра. Факторы, обычно опосредующие взаимосвязь между нарушениями и физической работоспособностью, были проанализированы как ковариаты.

Результаты . Участники имели средний возраст 76 лет, имели пять хронических заболеваний и проявляли умеренные ограничения подвижности. Хотя связи между верхними и нижними конечностями были сильными (, p <.001), величина ассоциации была больше для мощности ( r = 0,88–0,89) по сравнению с силой ( r = 0,69). Многомерный регрессионный анализ выявил неизменно сильную взаимосвязь между силой мышц конечностей и показателями мобильности. Замена силы нижних конечностей на верхнюю в этих моделях не привела к существенному ослаблению взаимосвязи.

Заключение . Мышечная сила, по-видимому, является более обобщенным атрибутом между верхними и нижними конечностями, чем сила мышц, что позволяет предположить, что механизмы, лежащие в основе скорости движения, в отличие от выработки силы, могут быть важными факторами, лежащими в основе мышечной силы у пожилых людей.Кроме того, измерения силы мышц верхней конечности могут служить полезным суррогатным показателем силы конечностей, имеющим значение для клиницистов и исследователей.

ОГРАНИЧЕНИЯ в выполнении основных задач мобильности, таких как ходьба, подъем по лестнице и вставание со стула, затрагивают примерно 1 из 4 пожилых людей и позволяют прогнозировать попадание в учреждения, смертность и инвалидность (1,2). Задача клиницистов и исследователей, желающих улучшить и поддерживать независимое функционирование пожилых людей, заключается в выявлении поддающихся изменению нарушений, лежащих в основе ограничений мобильности.Например, снижение силы способствует ограничению подвижности и инвалидности (3–5). Признавая, что нарушение силы имеет тенденцию распространяться по всему телу, и большую легкость измерения силы в руке, эпидемиологические исследователи использовали силу захвата как репрезентативную для общей силы тела (4–6).

Совсем недавно было установлено, что нарушение мышечной силы является важным фактором ограничения подвижности (7–9). Сила, которая определяется как произведение силы и скорости (мощность = сила × скорость), является связанным, но другим атрибутом, чем сила мышц, которая обычно относится к способности человека проявлять мышечную силу.Сила мышц в пожилом возрасте снижается сильнее, чем сила ног (10). Измерение мышечной силы нечасто используется в клинических условиях и в крупных научных исследованиях, отчасти потому, что для этого требуется сложное, крупное и дорогое оборудование. В одном из немногих крупных эпидемиологических исследований, посвященных оценке силы мышц у пожилых людей, было обнаружено, что нарушение силы мышц ног с большей вероятностью приводит к значительным ограничениям подвижности, чем нарушение силы ног (11).

Это вызывает ряд вопросов относительно измерения силы мышц конечностей. С механистической точки зрения, является ли сила мускулов с добавленным компонентом скорости движения столь же обобщенным, как и сила мускулов? Если да, может ли подходящий показатель для верхней конечности служить суррогатным показателем общей силы мышц конечности? Если да, то эти результаты могут способствовать разработке более простых и приемлемых средств измерения силы мышц, что сделает их более применимыми как в клинической, так и в исследовательской практике.Поэтому мы провели это исследование, чтобы изучить взаимосвязь между силой мышц верхних и нижних конечностей в когорте пожилых людей с ограниченной подвижностью.

Методы

Дизайн исследования

Это исследование представляло собой перекрестный анализ исходных данных из продолжающегося исследования, оценивающего две формы тренировок с отягощениями у пожилых людей, проживающих в сообществах. У зарегистрированных участников были измерены сила и мощность нижних и верхних конечностей, а также завершено тестирование физической работоспособности.

Популяция исследования

Критериям исследования соответствовали 37 участников (24 женщины, 13 мужчин), что составляет 69% потенциальных участников. Был получен 121 запрос через рекламу в местных газетах, информационные бюллетени и прямую рассылку. После проверки по телефону и исключения участников, которые не соответствовали критериям отбора или не смогли принять участие в исследовании, 54 потенциальных участника посетили скрининговую оценку в клинике. Из них 14 были исключены по медицинским причинам, 1 отказался участвовать в исследовании, а 2 были исключены после второго посещения из-за изменений в шкале коротких показателей физической работоспособности (SPPB).

Во время первоначального скринингового визита, после получения письменного информированного согласия, мы получили скрининговый тест на физическую работоспособность и полный анамнез, а также провели физическое обследование. Критерии включения включали: возраст ≥65 лет, статус проживания в сообществе и ограничения мобильности, определяемые оценкой 10 или ниже (из 12) по шкале SPPB, которая измеряла скорость походки, равновесие стоя и вставание из стула (12). . SPPB — это хорошо зарекомендовавший себя, надежный и действительный показатель с оценкой от 0 до 12, причем более высокие баллы соответствуют лучшим показателям мобильности (12,13).Критерии исключения включали: нестабильное острое или хроническое заболевание, оценка <23 по краткой шкале психического статуса Фолштейна (14), лекарства, которые могут нарушить мышечную функцию (например, лекарства от паркинсонизма или спастичности), или нейромышечно-скелетное нарушение, которое может усугубляться силовые упражнения. Участники, которые соответствовали этим требованиям, вернулись в лабораторию для завершения дальнейшего базового тестирования, включая повторное тестирование SPPB. Вторые визиты проводились в течение 1-3 недель после первоначального скринингового визита.Лица, у которых изменение показателя SPPB> 2 единиц, или чей показатель увеличился до 12 при последующей оценке, были сочтены непостоянными в своей работе и также были исключены из исследования. Участники выполнили все измерения силы и мощности, анкеты здоровья и тесты физической работоспособности во время второго посещения.

Показатели физических характеристик (зависимые переменные)

Время подъема по лестнице

В стандартном марше с 10 ступенями участникам было предложено как можно быстрее подняться по лестнице, используя поручни, если это необходимо.Секундомер был остановлен, когда обе ноги оказались на вершине 10-й ступени. Время записывалось с точностью до 0,01 секунды, и было взято среднее значение двух испытаний. Эта мера была добавлена ​​к оценке интервенционного исследования только после его начала; поэтому значения для первых 13 участников не были получены.

СППБ

Тестирование включает в себя оценку равновесия стоя, 4-метровую ходьбу с хронометром и тест с хронометражом, состоящий из пяти повторений вставания со стула и сидения.Все время измерялось с точностью до 0,01 секунды с помощью секундомера. Каждый из трех тестов получил оценку от 0 до 4 и суммировал максимальное количество баллов 12. Было обнаружено, что более низкие баллы по шкале SPPB позволяют прогнозировать инвалидность в течение 1–6 лет в нескольких группах пожилого населения (12,15).

Время прогулки 4 метра

Время 4-метровой прогулки от SPPB также использовалось отдельно в этих анализах.

Физиологические показатели (независимые переменные)

Измерения силы верхних и нижних конечностей оценивались с помощью одного максимума повторения (1ПМ) жима на трицепс (оценка разгибателей локтя) и двойного жима ногами (оценка разгибателей бедра и колена) с использованием пневматических тренажеров (Keizer Sports Health Equipment, Фресно, Калифорния). ).Участники выполняли концентрическую фазу, поддерживали полное разгибание и выполняли эксцентрическую фазу каждого повторения в течение 2, 1 и 2 секунд соответственно. Экзаменатор постепенно увеличивал сопротивление при каждом повторении до тех пор, пока участник больше не мог перемещать рычаг один раз во всем диапазоне движения.

После измерения 1ПМ, оценки силы мышц трицепса и двойного жима ногами на 40% и 70% от 1ПМ были выполнены с пятью повторениями с использованием одних и тех же пневматических тренажеров.Хотя повторения выполнялись одновременно с обеих сторон, значения как с правой, так и с левой стороны были представлены в электронном выходном сигнале и суммированы. Максимальная мощность (Вт) пяти повторений, генерируемых при этих двух относительных интенсивностях, была записана для дальнейшего анализа. Эти две интенсивности были выбраны для отражения выработки мышечной силы при относительной высокой силе / низкой скорости (70% от 1ПМ) и низкой силе / высокой скорости (40% от 1ПМ).

Ковариаты (регулирующие переменные)

Измеренные рост и масса тела были получены во время скринингового физического обследования.Краткая форма шкалы депрессии Центра эпидемиологических исследований штата Айова (CES-D) вводилась в ходе интервью и использовалась в качестве индекса депрессивной симптоматики (16). Оценка 16 или выше была связана с повышенным риском клинической депрессии. Все медицинские диагнозы и лекарства были получены с помощью анкеты и последующего интервью с каждым участником во время анамнеза и физического осмотра, проведенного главным исследователем. Эта информация была подтверждена путем предоставления медицинской информации, предоставленной исследователям врачами первичной медико-санитарной помощи участников.Используя собранную информацию, главный исследователь несет полную ответственность за составление таблиц и кодирование всех медицинских диагнозов и постоянных лекарств.

Статистический анализ

Сначала мы рассчитали описательную статистику для характеристик участников, а также силы и мощности двойного жима ногами. Были проанализированы корреляции между показателями силы и мощности верхней и нижней конечностей. Отдельный многомерный регрессионный анализ проводился с использованием каждой независимой переменной (мощность трицепса при 40% и 70% 1ПМ и сила жима двумя ногами при 40% и 70% 1ПМ) и зависимых переменных (время подъема по лестнице, SPPB и время ходьбы на 4 метра. ).На основе ранее опубликованных данных, указывающих на криволинейную взаимосвязь между показателями силы и мощности, а также функцией и оптимальной подгонкой через логарифмическое преобразование, все модели были преобразованы логарифмически (8,11). Все модели были скорректированы с учетом возраста, веса, роста, пола и хронических заболеваний. Мы использовали альфа-уровень 0,05 для определения статистической значимости, и все анализы были выполнены с использованием SAS (17,18).

Результаты

Исходные характеристики участников представлены в таблице 1.Возраст участников варьировался от 65 до 93 лет, средний возраст 76 лет, в основном женщины (24 женщины, 13 мужчин), и их расовый профиль составлял 73% белых ( n = 27), 24% афроамериканцев ( n = 9) и 3% азиатских ( n = 1). Более половины из них имели избыточный вес с индексом массы тела ≥ 25. В среднем участники имели пять хронических заболеваний и показатели успеваемости соответствовали умеренным ограничениям подвижности. Базовые показатели силы и мощности согласуются с предыдущими отчетами о пожилых людях, проживающих в общинах, с ограничениями подвижности, с использованием аналогичных методов (8,19–21).

Корреляция силы и мощности между верхними и нижними конечностями представлена ​​в таблице 2. Все коэффициенты корреляции ( r ) были статистически значимыми ( p ≤,001). Корреляция между верхними и нижними конечностями была почти одинаковой для мышечной силы как при 40% 1ПМ ( r = 0,88), так и при 70% 1ПМ ( r = 0,89) и, по сравнению с мышечной силой, была больше ( r = 0,69). Были замечены промежуточные значения ( r = 0,73–.77), когда сила одной конечности сравнивалась с силой, измеренной в другой точке.

Взаимосвязь между показателями силы мышц и показателями физической работоспособности из регрессионного анализа представлена ​​в таблице 3. Большинство из 12 моделей достигли статистической значимости, а остальные 3 модели граничат со статистической значимостью ( p = 0,05–07) . Для времени подъема по лестнице значения R 2 для силы трицепса составили 67 для 40% 1ПМ и 64 для 70% 1ПМ, тогда как значения для силы двойного жима ногами были.64 и 66 при тех же относительных интенсивностях соответственно. Для моделей SPPB мощность трицепса на 40% объясняла меньшую вариативность ( R 2 = 0,35), чем жим двумя ногами при обеих интенсивностях (40% 1ПМ R 2 = 0,43; 70% 1ПМ R 2 = 0,41), но мощность трицепса при 70% 1ПМ была больше с R 2 = 0,48. Для анализа, моделирующего время ходьбы 4 метра, мощность трицепса при обеих относительных интенсивностях объясняла большую дисперсию (40% 1ПМ, R 2 =.31; 70% 1ПМ R 2 = 0,45), чем модели силового жима двумя ногами ( R 2 = 0,26 и 27, при 40% 1ПМ и 70% 1ПМ, соответственно). Таким образом, когда расхождения, объясняемые моделями ( R 2 ), сравниваются между моделями верхних и нижних конечностей, различия, как правило, минимальны, а мощность трицепса объясняет эквивалентную или большую вариацию, чем модели, использующие мощность нижних конечностей.

Обсуждение

Основные результаты этого исследования касаются сильной связи между силой мышц верхней и нижней части тела у пожилых людей с ограниченной подвижностью.Давно признано, что показатели силы верхней и нижней части тела достаточно похожи, чтобы позволить такой мере, как сила захвата, служить суррогатной мерой общей силы тела. Хотя связь между верхними и нижними конечностями была сильной как для силы ( r = 0,69), так и для мощности ( r = 0,88–0,89), корреляция была сильнее для силы мышц.

Эти данные подтверждают идею о том, что сила и мощь — это отдельные, но взаимосвязанные атрибуты, и указывают на важные факторы, лежащие в основе механизмов силы и мощи.Наше открытие, что существует существенная связь между силой верхних и нижних конечностей, предполагает, что сила мышц может зависеть от физиологического атрибута, который является более универсальным для тела, чем тот, который лежит в основе только производства силы. Это может быть отражением уязвимых к старению нервно-мышечных механизмов, лежащих в основе скорости движения, таких как тип мышечных волокон и сократительные свойства, синхронность и выбор времени срабатывания двигательных единиц, контроль групп мышц-агонистов и антагонистов, а также скорость нервной проводимости (22-24). .Кроме того, центральные нейрофизиологические механизмы, которые влияют на способность человека прилагать максимальное усилие, известное как центральное побуждение, могут проявляться сильнее при максимальной выработке энергии, чем при одной только выработке силы (25). Точные причины не могут быть установлены в результате нашего исследования, но эти результаты подчеркивают важность изучения нервно-мышечного механизма, который опосредует изменения скорости движения и изменения взаимосвязи между производством скорости и силы со старением.

Хотя наши результаты говорят о физиологических механизмах, способствующих снижению силы и мощности, они также поднимают важные вопросы, касающиеся измерения мышечной силы, для клиницистов и исследователей, оценивающих более отдаленные отношения инвалидности. Мы использовали хорошо зарекомендовавшие себя методы определения силы мышц (8,20,21,26,27). Тот факт, что замена нашей меры силы верхней конечности существенно не ослабила величину связи между силой мышц и физической работоспособностью, первоначально наблюдаемой с силой нижней конечности, предполагает, что сила разгибания в локтях может быть подходящим суррогатом силы мышц нижней части тела.Это имеет важные последствия. Сила мышц признана ключевым признаком из-за ее тесной связи с подвижностью и инвалидностью, о которой сообщают сами. Измерение нарушения силы мышц нижних конечностей может быть сложной задачей как для клинических, так и для исследовательских целей, часто с использованием дорогостоящих, больших и неподвижных тренажеров. Такие измерения также может быть сложно получить у людей с серьезными проблемами суставов бедра или колена или серьезными проблемами с подвижностью.Они могут оказаться непригодными для использования в крупной клинической практике или исследовательском исследовании на уровне сообщества. Необходимы простые, недорогие и подходящие устройства для измерения силы мышц. Разгибание локтей является относительно простой задачей для большинства пожилых людей независимо от их состояния здоровья и подвижности и, с инженерной точки зрения, может способствовать разработке более простого устройства, чем требуется для оценки действий мышц нижних конечностей. Эти результаты помогают направлять такие усилия.

Наше исследование следует интерпретировать с учетом существования потенциальных ограничений. Была очевидна большая степень связи между силой верхних конечностей и скоростью ходьбы на 4 метра по сравнению с силой нижних конечностей. Как сообщалось ранее для 6-минутной ходьбы, это, вероятно, связано с тем, что ходьба в большей степени зависит от выработки силы более дистальными группами мышц, чем при измерении с помощью жима двумя ногами (28). Хотя признается, что наше исследование было бы улучшено с включением измерений мощности, полученных на голеностопном суставе, мы считаем, что рассмотрение силы разгибания локтя в качестве суррогатной меры мышечной способности все еще уместно.Сообщалось, что некоторые рабочие задачи, такие как ходьба, могут быть более тесно связаны с производством мышечной силы при относительно высоких скоростях, таких как скорость, наблюдаемая при 40% 1ПМ, по сравнению со скоростями, производимыми при 70% 1ПМ (21). Наши результаты не полностью согласуются с этими предыдущими отчетами, но, вероятно, отражают различия в методологии измерения походки. Мы использовали выбранную методологию измерения скорости походки из-за ее значимости в качестве предиктора смертности и инвалидности (12).Возможно, что эти альтернативные меры скорости ходьбы, которые измеряют скорость походки после начала ходьбы (в отличие от измерения с места), могут быть более чувствительными к различиям в силе мышц. Кроме того, это было небольшое перекрестное пилотное исследование, в котором оценивалась взаимосвязь между нарушениями и функциональными нарушениями у пожилых людей с ограниченной подвижностью. Некоторые из наших многомерных регрессионных моделей имели границы, но не достигли статистической значимости, что, вероятно, отражает небольшой размер нашей выборки.Тонкие различия между показателями поражения верхней и нижней части тела, если они существуют, можно было бы более четко установить с помощью более масштабного, функционально разнообразного, продольного исследования. Тем не менее, признание того, что отношения были статистически значимыми между большинством показателей с нашим относительно небольшим размером выборки, подчеркивает величину сообщаемых взаимосвязей.

Заключение

Наше исследование среди пожилых людей, проживающих в сообществах, выявляет сильные связи между производством силы мышц верхних и нижних конечностей, что служит руководством для исследований механизмов, лежащих в основе изменений силы мышц с возрастом.Кроме того, он подтверждает достоверность силы разгибания локтя как меры мышечной силы для клиницистов и исследователей, желающих решить проблемы с мобильностью пожилых людей.

Таблица 1. Базовые характеристики

для 37 пожилых людей, проживающих в общинах (24 женщины, 13 мужчин).

08 –Метр, время ходьбы, с
Характеристики участников . Среднее ± СО . Диапазон .
Возраст, лет 75.6 ± 6,6 65,0–93,0
Масса, кг 74,9 ± 19,1 30,9–129,0
Индекс массы тела, кг / м 2 27,8 ± 5,8 11,0–42,1
Количество хронических заболеваний 5,1 ± 2,0 1,0–10,0
Краткое обследование психического состояния 28,8 ± 1,4 24,0–30,0
Депрессивные симптомы (CES-D) 14.9 ± 3,3 9,0–24,0
Аккумулятор с короткими физическими характеристиками 8,92 ± 1,6 5,0–11,0
Время подъема по лестнице, с 4,03 ± 1,03 2,91–7,46
4,84 ± 0,77 3,62–7,12
Трицепс 1 ПМ (Ньютоны) 132,5 ± 58,4 37–300
Мощность трицепса 40% 1 ПМ (Вт) 28 .2 ± 162,9 16–742
Сила трицепса 70% 1 ПМ (Вт) 308,7 ± 165,8 107–738
Жим двумя ногами 1 ПМ (Ньютоны) 930,7 ± 365,2 24 1810
Мощность жима двумя ногами 40% 1 ПМ (Вт) 420,6 ± 229,2 112–1030
Мощность жима двумя ногами 70% 1 ПМ (Вт) 511,2 ± 295,0 113–1343
Мощность трицепса 70% 1 ПМ (Вт)
Характеристики участников . Среднее ± СО . Диапазон .
Возраст, лет 75,6 ± 6,6 65,0–93,0
Масса, кг 74,9 ± 19,1 30,9–129,0
Индекс массы тела, кг / м 27,8 ± 5,8 11,0–42,1
Количество хронических заболеваний 5,1 ± 2,0 1.0–10,0
Краткое обследование психического состояния 28,8 ± 1,4 24,0–30,0
Депрессивные симптомы (CES-D) 14,9 ± 3,3 9,0–24,0
Краткосрочные физические характеристики Аккумулятор 8,92 ± 1,6 5,0–11,0
Время подъема по лестнице, с 4,03 ± 1,03 2,91–7,46
Время прогулки 4 метра, с 4,84 ± 0,77 3.62–7,12
Трицепс 1 ПМ (Ньютоны) 132,5 ± 58,4 37–300
Мощность трицепса 40% 1 ПМ (Ватт) 286,2 ± 162,9 16–742
308,7 ± 165,8 107–738
Жим двумя ногами 1 ПМ (Ньютоны) 930,7 ± 365,2 242–1810
Мощность жима двумя ногами 40% 1 ПМ (Вт ) 420.6 ± 229,2 112–1030
Мощность жима двумя ногами 70% 1 ПМ (Вт) 511,2 ± 295,0 113–1343
Таблица 1.

Исходные характеристики 37 пожилых людей, проживающих в общинах ( 24 женщины, 13 мужчин).

08 –Метр, время ходьбы, с
Характеристики участников . Среднее ± СО . Диапазон .
Возраст, лет 75.6 ± 6,6 65,0–93,0
Масса, кг 74,9 ± 19,1 30,9–129,0
Индекс массы тела, кг / м 2 27,8 ± 5,8 11,0–42,1
Количество хронических заболеваний 5,1 ± 2,0 1,0–10,0
Краткое обследование психического состояния 28,8 ± 1,4 24,0–30,0
Депрессивные симптомы (CES-D) 14.9 ± 3,3 9,0–24,0
Аккумулятор с короткими физическими характеристиками 8,92 ± 1,6 5,0–11,0
Время подъема по лестнице, с 4,03 ± 1,03 2,91–7,46
4,84 ± 0,77 3,62–7,12
Трицепс 1 ПМ (Ньютоны) 132,5 ± 58,4 37–300
Мощность трицепса 40% 1 ПМ (Вт) 28 .2 ± 162,9 16–742
Сила трицепса 70% 1 ПМ (Вт) 308,7 ± 165,8 107–738
Жим двумя ногами 1 ПМ (Ньютоны) 930,7 ± 365,2 24 1810
Мощность жима двумя ногами 40% 1 ПМ (Вт) 420,6 ± 229,2 112–1030
Мощность жима двумя ногами 70% 1 ПМ (Вт) 511,2 ± 295,0 113–1343
Мощность трицепса 70% 1 ПМ (Вт)
Характеристики участников . Среднее ± СО . Диапазон .
Возраст, лет 75,6 ± 6,6 65,0–93,0
Масса, кг 74,9 ± 19,1 30,9–129,0
Индекс массы тела, кг / м 27,8 ± 5,8 11,0–42,1
Количество хронических заболеваний 5,1 ± 2,0 1.0–10,0
Краткое обследование психического состояния 28,8 ± 1,4 24,0–30,0
Депрессивные симптомы (CES-D) 14,9 ± 3,3 9,0–24,0
Краткосрочные физические характеристики Аккумулятор 8,92 ± 1,6 5,0–11,0
Время подъема по лестнице, с 4,03 ± 1,03 2,91–7,46
Время прогулки 4 метра, с 4,84 ± 0,77 3.62–7,12
Трицепс 1 ПМ (Ньютоны) 132,5 ± 58,4 37–300
Мощность трицепса 40% 1 ПМ (Ватт) 286,2 ± 162,9 16–742
308,7 ± 165,8 107–738
Жим двумя ногами 1 ПМ (Ньютоны) 930,7 ± 365,2 242–1810
Мощность жима двумя ногами 40% 1 ПМ (Вт ) 420.6 ± 229,2 112–1030
Сила жима двумя ногами 70% 1ПМ (Вт) 511,2 ± 295,0 113–1343
Таблица 2. Связь

между трицепсами и двойным жимом ногами при измерениях силы (ньютоны) и мощности (ватты) (коэффициенты корреляции Пирсона).

Измерение поражения конечностей . ДЛП 1ПМ . DLP Мощность 40% 1ПМ . DLP Мощность 70% 1ПМ .
Трицепс 1ПМ ,69 ,73 ,77
Мощность трицепса 40% 1ПМ ,77 ,88 % 1ПМ
3 3 ,73 ,87 ,89
Измерение поражения конечностей . ДЛП 1ПМ . DLP Мощность 40% 1ПМ . DLP Мощность 70% 1ПМ .
Трицепс 1ПМ ,69 ,73 ,77
Сила трицепса 40% 1ПМ ,77 ,88 % 1ПМ
3 3 ,73 ,87 ,89
Таблица 2.

Связь между измерениями силы трицепса и двойного жима ногами (ньютоны) и мощности (ватты) (коэффициенты корреляции Пирсона).

Измерение поражения конечностей . ДЛП 1ПМ . DLP Мощность 40% 1ПМ . DLP Мощность 70% 1ПМ .
Трицепс 1ПМ ,69 ,73 ,77
Мощность трицепса 40% 1ПМ ,77 ,88 % 1ПМ
3 3 ,73 .87 .89
Измерение поражения конечностей . ДЛП 1ПМ . DLP Мощность 40% 1ПМ . DLP Мощность 70% 1ПМ .
Трицепс 1ПМ ,69 ,73 ,77
Мощность трицепса 40% 1ПМ ,77 ,88 % 1ПМ
3 3 .73 ,87 ,89
Таблица 3. Раздельные многомерные модели регрессии с естественным логарифмическим преобразованием

(12 моделей), учитывающие ассоциации силы мышц верхней конечности (трицепс) и нижней конечности (двойной жим ногами) со временем подъема по лестнице, короткой батареей физической производительности и 4-метровым Скорость ходьбы.

Измерение физических характеристик . Измерение мышечной мощности (Вт) . Коэффициент ± SD . R 2 * . p Значение .
Время подъема по лестнице ( n = 24) Мощность трицепса 40% 1 ПМ −,001 ± 0,0004 ,67 0,02
Мощность трицепса 70% ПМ 9000 −.001 ± .0005 .64 .05
Сила жима двумя ногами 40% 1 ПМ -.0005 ± .0003 .64 .07
Сила жима двумя ногами 70% 1ПМ −.0005 ± .0002 .66 .03
Батарея с короткими физическими характеристиками ( n = 37) Сила трицепса 40% 1 ПМ −,0008 ± 0,0004 0,35. .04
Сила трицепса 70% 1 ПМ −.001 ± .0004 .48 .002
Сила жима двумя ногами 40% 1 ПМ -.0006 ± .0002 .43 .004
Сила жима двумя ногами 70% 1ПМ −.0005 ± .0002 .41 .007
Время ходьбы 4 метра ( n = 37) Сила трицепса 40% 1 ПМ −,0006 ± 0,0002 ,31 0,03
Сила трицепса 70% 1 ПМ −,001 ± 0,0004 .45 .002
Сила жима двумя ногами 40% 1ПМ -.0004 ± .0002 .26 .06
Сила жима двумя ногами 70% 1ПМ −.0003 ± .0001 ,27 .04
Измерение физических показателей . Измерение мышечной мощности (Вт) . Коэффициент ± SD . R 2 * . p Значение .
Время подъема по лестнице ( n = 24) Мощность трицепса 40% 1ПМ −,001 ± 0,0004 ,67 .02
Мощность трицепса 70% −.001 ± .0005 .64 .05
Усилие жима двумя ногами 40% 1ПМ −.0005 ± .0003 ,64 .07
Усилие жима двумя ногами 70 % 1ПМ −,0005 ± 0,0002 .66 .03
Короткий аккумулятор с физическими характеристиками ( n = 37) Мощность трицепса 40% 1 ПМ −,0008 ± .0004 .35. .04
Сила трицепса 70% 1 ПМ −.001 ± .0004 .48 .002
Сила жима двумя ногами 40% 1 ПМ −.0006 ± .0002 .43 .004
Сила жима двумя ногами 70% 1ПМ -.0005 ± .0002 .41 .007
Время ходьбы на 4 метра ( n = 37) Сила трицепса 40% 1 ПМ −.0006 ± .0002 .31 . 03
Сила трицепса 70% 1 ПМ −.001 ± .0004 .45 .002
Сила жима двумя ногами 40% 1 ПМ −.0004 ± .0002 .26 .06
Сила жима двумя ногами 70% 1ПМ -.0003 ± .0001 .27 .04
Таблица 3.

Отдельные многомерные модели естественной логарифмической регрессии (12 моделей), учитывающие ассоциации мышц верхней конечности (трицепса) и нижней конечности (жим двумя ногами) Мощность с учетом времени подъема по лестнице, малой емкости аккумулятора и скорости ходьбы 4 метра.

−.001 ± .0005
Измерение физических характеристик . Измерение мышечной мощности (Вт) . Коэффициент ± SD . R 2 * . p Значение .
Время подъема по лестнице ( n = 24) Мощность трицепса 40% 1ПМ −,001 ± 0,0004 ,67 .02
Мощность трицепса 70% 110ПМ .64 .05
Сила жима двумя ногами 40% 1ПМ −.0005 ± .0003 .64 .07
Сила жима двумя ногами 70% 1 ПМ −.0005 ± .0002 .66 .03
Короткая батарея физических характеристик ( n = 37) Трицепс мощность 40% 1ПМ −,0008 ± 0,0004 0,35. .04
Сила трицепса 70% 1 ПМ −.001 ± .0004 .48 .002
Сила жима двумя ногами 40% 1 ПМ -.0006 ± .0002 .43 .004
Сила жима двумя ногами 70% 1ПМ −.0005 ± .0002 .41 .007
Время ходьбы 4 метра ( n = 37) Сила трицепса 40% 1 ПМ −,0006 ± 0,0002 ,31 0,03
Сила трицепса 70% 1 ПМ −,001 ± 0,0004 .45 .002
Сила жима двумя ногами 40% 1ПМ -.0004 ± .0002 .26 .06
Сила жима двумя ногами 70% 1ПМ −.0003 ± .0001 ,27 .04
Измерение физических показателей . Измерение мышечной мощности (Вт) . Коэффициент ± SD . R 2 * . p Значение .
Время подъема по лестнице ( n = 24) Мощность трицепса 40% 1ПМ −,001 ± 0,0004 ,67 .02
Мощность трицепса 70% −.001 ± .0005 .64 .05
Усилие жима двумя ногами 40% 1ПМ −.0005 ± .0003 ,64 .07
Усилие жима двумя ногами 70 % 1ПМ −,0005 ± 0,0002 .66 .03
Короткий аккумулятор с физическими характеристиками ( n = 37) Мощность трицепса 40% 1 ПМ −,0008 ± .0004 .35. .04
Сила трицепса 70% 1 ПМ −.001 ± .0004 .48 .002
Сила жима двумя ногами 40% 1 ПМ −.0006 ± .0002 .43 .004
Сила жима двумя ногами 70% 1ПМ -.0005 ± .0002 .41 .007
Время ходьбы на 4 метра ( n = 37) Сила трицепса 40% 1 ПМ −.0006 ± .0002 .31 . 03
Сила трицепса 70% 1 ПМ −.001 ± .0004 .45 .002
Сила жима двумя ногами 40% 1 ПМ −.0004 ± .0002 .26 .06
Сила жима двумя ногами 70% 1ПМ -.0003 ± .0001 .27 .04

Этот проект финансировался при поддержке Департамента физической медицины и реабилитации Гарвардской медицинской школы, Премии Денниса В. Джанигана за карьерный рост Американского гериатрического общества (JFB) и награда Гарвардского отдела по вопросам институционального развития карьеры (K12 AG00294, JFB). Главный исследователь (SH) участвовал в этом проекте в рамках исследовательского опыта под руководством наставника во время учебы в Медицинской школе штата Пенсильвания.

Мы благодарим Доун Уилгрен, BS, за эмоциональную поддержку и энтузиазм, которые она оказала участникам исследования.

Список литературы

1

Крамаров Э., Лентцнер Х., Грачи Р., Недели Дж., Сайдах С. Карта здоровья и старения. Здравоохранение США, 1999 г. . Хяттсвилл, Мэриленд: Национальный центр статистики здравоохранения; 1999.

2

Центр по контролю и профилактике заболеваний. Тенденции старения — США и мир.

MMWR Morb Mortal Wkly Rep.

2003

;

52

:

101

-106,3

Коричневый M, Sinacore DR, Host HH. Отношение силы к функции у пожилых людей.

J Gerontol A Biol Sci Med Sci.

1995

;

50

: Номер спецификации:

55

-59,4

Рантанен Т., Гуральник Дж. М., Фоли Д. и др. Сила сжатия кисти в среднем возрасте как предиктор инвалидности в пожилом возрасте.

JAMA.

1999

;

281

:

558

-560,5

Giampaoli S, Ferrucci L, Cecchi F, et al.Сила захвата позволяет прогнозировать случайную инвалидность у пожилых мужчин, не являющихся инвалидами.

Возраст Старение.

1999

;

28

:

283

-288,6

Лауретани Ф., Руссо С.Р., Бандинелли С. и др. Возрастные изменения скелетных мышц и их влияние на подвижность: оперативный диагноз саркопении.

J Appl Physiol.

2003

;

95

:

1851

-1860,7

Evans WJ. Стратегии упражнений должны быть разработаны для увеличения мышечной силы.

J Gerontol Med Sci.

2000

;

55A

:

M309

-M310.8

Bean J, Kiely DK, Herman S, et al. Связь между силой ног и физической работоспособностью у пожилых людей с ограниченной подвижностью.

J Am Geriatr Soc.

2002

;

50

:

461

-467,9

Сузуки Т., Бин Дж., Филдинг Р. Мышечная сила и мощность подошвенных и сгибателей голеностопного сустава позволяют прогнозировать функциональные характеристики пожилых женщин, проживающих в сообществе.

J Am Geriatr Soc.

2001

;

49

:

1161

-1167,10

Меттер Э.Дж., Конвит Р., Тобин Дж., Фозард Дж. Возрастная потеря силы и силы в верхних конечностях у женщин и мужчин.

J Gerontol Biol Sci.

1997

;

52A

:

B267

-B276.11

Bean JF, Leveille SG, Kiely DK, Bandinelli S, Guralnik JM, Ferrucci L. Сравнение силы ног и силы ног в рамках исследования InCHIANTI: что больше влияет на мобильность?

J Gerontol A Biol Sci Med Sci.

2003

;

58

:

728

-733,12

Guralnik JM, Ferrucci L, Pieper CF, et al. Функция нижних конечностей и последующая нетрудоспособность: согласованность между исследованиями, прогностическими моделями и значение только скорости походки по сравнению с короткой батареей физических показателей.

J Gerontol Med Sci.

2000

;

55A

:

M221

-M231.13

Guralnik JM, Simonsick EM, Ferucci L, et al. Краткая батарея физической работоспособности для оценки функции нижних конечностей: связь с самооценкой инвалидности и прогнозом смертности и госпитализацией.

J Gerontol Med Sci.

1994

;

49A

:

M85

-M94.14

Folstein MF, Folstein SF, McHugh PR. «Мини-психическое состояние»: практический метод оценки когнитивного состояния пациентов для клинициста.

Психиатр. Res.

1975

;

12

:

189

-198,15

Гуральник Дж. М., Ферруччи Л., Симонсик Е. М., Салив М. Э., Уоллес РБ. Функция нижних конечностей в возрасте старше 70 лет как предиктор последующей инвалидности.

N Engl J Med.

1995

;

332

:

556

-561,16

Radloff L, Lenore S. Шкала CES-D: шкала самооценки депрессии для исследований среди населения в целом.

Прикладные психологические измерения.

1977

;

1

:

385

-401,17

SAS. Руководство по процедурам SAS, версия 8 . Кэри, Северная Каролина: SAS Institute Inc .; 1999.

18

SAS. Руководство пользователя SAS / STAT, версия 8 . Кэри, Северная Каролина: SAS Institute Inc .; 1999.

19

Бин Дж. Ф., Герман С., Кили Д. К. и др.Тренировка с повышенными скоростными характеристиками для конкретных задач (InVEST): экспериментальное исследование, изучающее влияние на силу ног, равновесие и подвижность у пожилых женщин, проживающих в общинах.

J Am Geriatr Soc.

2004

;

52

:

799

-804.20

Филдинг Р.А., ЛеБрассер Н.К., Куоко А., Бин Дж., Мизер К., Фиатароне-Сингх М.А. Силовые тренировки с высокой скоростью увеличивают силу и мощность скелетных мышц у пожилых женщин, проживающих в общинах.

J Am Geriatr Soc.

2002

;

50

:

655

-662.21

Куоко А., Каллахан Д. М., Сэйерс С., Фронтера В. Р., Бин Дж. Ф., Филдинг Р. А.. Влияние силы и силы мышц на скорость ходьбы у мужчин и женщин старшего возраста с ограниченными возможностями.

J Gerontol A Biol Sci Med Sci.

2004

;

59

:

1200

-1206.22

Hakkinen K, Kraemer WJ, Newton RU, Alen M. Изменения электромиографической активности, мышечных волокон и характеристик выработки силы во время силовых тренировок с отягощениями / силовыми тренировками у мужчин и женщин среднего и старшего возраста.

Acta Physiol Scand.

2001

;

171

:

51

-62,23

Искьердо М., Ибанез Дж., Горостиага Э. и др. Максимальные силовые и силовые характеристики при изометрических и динамических действиях верхних и нижних конечностей у мужчин среднего и старшего возраста.

Acta Physiol Scand.

1999

;

167

:

57

-68,24

Валор Д., Очала Дж., Баллай Ю., Пуссон М. Влияние старения на сило-скоростно-силовые характеристики мышц сгибателей локтя человека.

Exp Gerontol.

2003

;

38

:

387

-395,25

Duchateau J, Enoka RM. Нейронные адаптации с хроническими паттернами активности у трудоспособных людей.

Am J Phys Med Rehabil.

2002

;

81

: (11 Suppl):

S17

-S27.26

Bean J, Herman S, Kiely DK, et al. Подъем по лестнице с отягощением у пожилых людей с ограниченной подвижностью: экспериментальное исследование.

J Am Geriatr Soc.

2002

;

50

:

663

-670.27

Эрлз Д.Р., судья Й.О., Гуннарссон О.Т. Тренировка на скорость вызывает адаптацию к силе у высокофункциональных пожилых людей.

Arch Phys Med Rehabil.

2001

;

82

:

872

-878,28

Bean JF, Kiely DK, Leveille SG и др. Тест на шестиминутную ходьбу у пожилых людей с ограниченной подвижностью: что измеряется?

J Gerontol Med Sci.

2002

;

57A

:

M751

-M756.

Copyright 2005 Геронтологическое общество Америки

Модель нижней конечности 2010 — Документация OpenSim

Модель нижней конечности 2010 (Арнольд 2009) — это трехмерная компьютерная модель конечности нижней конечности, которую можно исследовать и анализировать в OpenSim, бесплатном приложении для моделирования биомеханики.Модель включает геометрическое изображение костей, кинематические описания суставов и модели типа Хилла для 44 мышечно-сухожильных компартментов в нижней конечности.

Модель нижней конечности 2010 года основана на модели нижней конечности, разработанной Скоттом Делпом и др. (1990) и уточнены Allison Arnold et al. (2000). По сравнению с предыдущими моделями нижней конечности, Модель нижней конечности 2010 более точно отражает рабочую длину мышечных волокон и свойства создания силы мышц нижней конечности.Это достигается за счет включения данных об архитектуре мышц, собранных Ward et al. (2009) для 21 взрослого трупа. Использование набора данных Уорда означает, что модель основана на связном наборе экспериментально измеренных данных, которые не собираются вместе из отдельных источников. Кроме того, количество субъектов в наборе данных достаточно велико, чтобы сделать модель нижних конечностей 2010 общей моделью нижних конечностей.

Модель нижних конечностей 2010 может использоваться для расчета длины мышцы-сухожилия и момента руки в широком диапазоне положений тела, а также для исследования способности мышц голеностопного сустава, колена и бедра генерировать силу и момент.

Эллипсоидные поверхности обертывания широко используются для определения траекторий мышцы-сухожилия, которые ограничены костями, более глубокими мышцами и ретинакулами в модели конечностей нижних конечностей 2010. Использование этих поверхностей обертывания позволяет модели более точно отражать рабочую длину и свойства генерирования силы мышц нижних конечностей. К сожалению, он также делает динамическое моделирование с моделью нижних конечностей 2010 значительно медленнее, чем с моделями Gait 2392 и 2354 и моделью бега всего тела.Из-за более высоких вычислительных затрат модель 2010 нижних конечностей в настоящее время не подходит для компьютерного контроля мышц (CMC).

3 версии модели нижних конечностей 2010 доступны для загрузки. Два из них включают модель с двумя ногами и туловищем с массовыми характеристиками составной части головы-рук-туловища (HAT). В версии, которая на пятьдесят процентов сильнее, максимальная изометрическая сила для всех мышц нижних конечностей увеличена на 50%, чтобы сделать модель достаточно прочной для симуляции ходьбы с помощью CMC для здорового взрослого мужчины среднего роста.Третья версия модели нижних конечностей 2010 заменяет составные голова / руки / туловище на голову / туловище и многотельные руки, приводимые в действие крутящим моментом (Arnold 2010).

См. Разделы ниже для получения дополнительной информации о компонентах модели:

Кинематика

Геометрия кости

Версия по умолчанию имеет 14 сегментов тела, представляющих геометрию скелета конечности, включая туловище, таз, левую и правую бедренная кость, надколенник, большеберцовая кость, пяточная кость, таранная кость и пальцы ног.Размеры сегментов соответствуют размерам взрослого мужчины ростом 170 см.

Жесткие модели для костных сегментов, представленные в этой модели, адаптированы от A.S. Арнольд и др. (2000), которые внесли множество изменений в исходную модель Делпа (1990) для повышения ее точности. Заслуживающие внимания модификации включают:

  • Изменение ориентации правого и левого полушарий
    В этой модели пространственные отношения между полушариями и крестцом больше соответствуют тазу, построенному по МРТ-изображениям.
  • Повторная оцифровка бедренной кости
    Бедренная кость по модели Делпа (образец A55, Стэнфордский университет) повторно оцифрована с более высоким разрешением.
  • Замена большеберцовой кости
    Большеберцовая кость в модели Delp не соответствует бедренной кости образца A55. Большеберцовая кость из образца A55 оцифрована и используется для замены большеберцовой кости в модели Delp.
  • Изменение ориентации и масштабирование малоберцовой кости
    Масштаб малоберцовой кости увеличен на 97% по сравнению с моделью Delp.
  • Пересмотр системы координат таза
    В этой модели «нейтральное положение» таково, что ASIS и лобковый бугорок лежат во фронтальной плоскости. В модели Дельпа «нейтральное положение» — это анатомическое положение. Эта разница дает примерно 5-градусное смещение угла наклона таза и сгибания бедра. Поскольку это может отличаться от условностей, используемых в некоторых лабораториях по походке, следует позаботиться о том, чтобы обеспечить правильную интерпретацию моделирования.

Геометрия сустава

Модель включает плюснефаланговый, подтаранный, голеностопный, коленный, тазобедренный, тазовый и поясничный суставы.Заимствованные из исходной модели Delp, включенные суставы смоделированы следующим образом:

  1. Плюснефаланговый сустав
    Плюсно-фаланговые суставы моделируются как поворотные суставы с осями, определенными Delp на основе Inman (1976). Ось плюснефалангового сустава повернута на 8 ° вокруг вертикальной оси из описания Inman, и ее диапазон составляет от -30 ° (разгибание) до 30 ° (сгибание).
  2. Подтаранный сустав
    Подобно плюснефаланговым суставам, подтаранные суставы моделируются как поворотные суставы с осями, определенными Delp на основе Inman.Подтаранный диапазон составляет от -20 ° (выворот) до 20 ° (инверсия).
  3. Голеностопный сустав
    Голеностопный сустав моделируется как поворотный сустав между большеберцовой костью и таранной костью и определяется одной степенью свободы (тыльное / подошвенное сгибание), которая имеет диапазон от -40 ° (подошвенное сгибание) до 20 ° ( тыльное сгибание).
  4. Коленный сустав
    Коленный сустав имеет одну степень свободы (сгибание / разгибание). В исходной модели Арнольда она моделируется с использованием уравнений, представленных Уокером и др. (1988) для передне-задней и медиально-латеральной трансляции, а также внутренне-наружной и варусно-вальгусной ротации.Угол наклона колена составляет от 0 ° (полное разгибание) до 100 ° (сгибание).

    Arnold et al. (2000), Buford et al. (1997) и Grood et al. (1984) протестировали эту модель, сравнив момент времени мышц колена с измеренным у трупов.

    В обновлении, выпущенном 12 апреля 2011 г., сустав надколенника и его соответствующие ограничения соединителя изменены, чтобы исправить проблему с ограничениями соединителя координат, которая возникает во время масштабирования в OpenSim. До исправления в OpenSim 2 некорректно масштабировались ограничения трансляционного координатного соединителя.2 Инструмент масштабирования. Это влияет на ограничения, которые используются для определения движения надколенника в зависимости от колен_угл_l и колен_угл_r. Проблема устраняется заменой трех координат, определяющих вращательное и поступательное движение в левом и правом теле надколенника, на одну координату вращения в каждом, колено_angle_beta_ *, и связыванием новых координат с равным коленом_угл_ *.

  5. Тазобедренный сустав
    Тазобедренный сустав моделируется как шаровидный сустав с тремя степенями свободы: сгибание / разгибание, приведение / отведение и внутреннее / внешнее вращение.Диапазон действия сустава составляет от -20 ° (разгибание) до 90 ° (сгибание), от -40 ° (отведение) до 10 ° (приведение) и от -40 (внешнее вращение) до 40 (внутреннее вращение).
  6. Тазовый сустав
    Тазовый сустав имеет 6 степеней свободы (3 поступательных: x, y, x и 3 вращательных: наклон, крен и вращение).
  7. Поясничный сустав
    Поясничный сустав имеет 3 степени свободы: разгибание, сгибание и вращение. Диапазон шарниров составляет от -90 ° до 90 ° для всех степеней свободы.

На рисунке 1 показаны системы координат, определенные в нижней конечности.

Рисунок 1: Системы координат сегментов кости. Системы ориентированы так, что, когда все углы сочленения равны 0 °, оси X указывают вперед, оси Y указывают вверх, а оси Z указывают вправо (сбоку для правой ноги). Соединения в модели определяются как перемещения и вращения между этими системами координат. (Arnold 2010)

В общем, системы координат костных сегментов определены таким образом, что в анатомическом положении ось x указывает вперед, ось y — вверху, а ось z — вправо.

Адаптировано из исходной модели Delp, расположение систем координат выглядит следующим образом:

  • Пяточная мышца: система координат пяточной кости расположена в самой нижней латеральной точке задней поверхности пяточной кости
  • Пальец: палец система координат расположена на дистальном конце второй плюсневой кости.
  • Таранная кость: система координат таранной кости расположена в средней точке линии между вершинами медиальной и латеральной малеолов.
  • Большеберцовая кость: система координат большеберцовой кости зафиксирована в большеберцовой кости и расположена в средней точке мыщелков бедренной кости при полном разгибании колена.
  • Надколенник: система координат надколенника расположена на дистальном полюсе надколенника.
  • Бедренная кость: система координат бедренной кости расположена в центре головки бедренной кости.
  • Таз: система координат таза расположена в средней точке левой и правой передних верхних подвздошных ости (ASIS), так что два ASIS и лобковые бугорки находились во фронтальной (y – z) плоскости.

Геометрия костей туловища адаптирована из модели Gait_2392 (см. Модели Gait 2392 и 2354).Руки, включенные в версию с простыми руками, адаптированы из модели бега на все тело, разработанной Сэмюэлем Хамнером и др. (2010).

Геометрия мышц

Модель включает 35 мышц нижней конечности. В случае мышц со сложной геометрией, таких как широкие прикрепления, используются несколько мышечных путей (например, большая ягодичная мышца), в результате чего получается 44 мышечно-сухожильных компартмента.

В таблице 1 перечислены мышечно-сухожильные отделы нижней конечности, содержащиеся в модели, и их сокращения.

Таблица 1 : Список мышц и их сокращений (Арнольд 2010)

Архитектура мышц туловища адаптирована из модели Gait_2392 (см. Модели походки 2392 и 2354), а архитектура мышц рук — это адаптировано из модели бега всего тела, разработанной Самуэлем Хамнером и соавт. (2010) (см. Модель бега всего тела).

При моделировании архитектуры мышцы линейные сегменты используются для аппроксимации пути мышца-сухожилие от начала до места прикрепления.Поверхности обертывания и промежуточные точки определяют пути между мышцами и сухожилиями, которые ограничены костями, более глубокими мышцами или ретинакулами.

В модели конечностей нижних конечностей 2010 к модели Delp добавлено много новых поверхностей обертывания и промежуточных точек, чтобы повысить ее физиологическую точность в представлении траекторий мышц и моментов рук. В настоящее время в модели используется 17 поверхностей обертывания на конечность: 3 на бедре, 1 на бедре, 5 на большеберцовой кости и 8 на оси вала. Эти дополнения представляют собой комбинацию поверхностей, адаптированных из А.S. Arnold et al. (2000) и новые поверхности.

По сравнению с исходной моделью Delp, модель нижних конечностей 2010 также содержит следующие заметные изменения в геометрии мышц

  • Более точное соотношение длины волокна и угла сустава
    Ward et al. явным образом привяжите измеренные длины волокон к углам стыков. Это позволяет исследовать рабочий диапазон длины волокна в зависимости от угла стыка.
  • Длина сухожилий на основе экспериментов
    В модели Делпа длины сухожилий устанавливаются таким образом, чтобы результирующие пассивные моменты соответствовали экспериментальным результатам.В этой модели они устанавливаются с использованием экспериментально измеренной зависимости между длиной волокна и углом соединения.

    Модель предлагает два варианта длины сухожилия полуперепончатой ​​кости:

    a. 0,348 представляет экспериментальную зависимость между углом сустава и длиной волокна, но приводит к нереалистичным пассивным силам при сильном сгибании бедра. Это значение является значением по умолчанию, поскольку оно наиболее соответствует данным об архитектуре.

    б. 0,378 дает более реалистичное пассивное поведение при больших углах сгибания бедра, но волокна становятся очень короткими в менее экстремальных конфигурациях (например, при ходьбе).

  • Более длинные волокна подошвенного сгибания
    В модели Дельпа длины волокон камбаловидной и икроножной мышц увеличены по сравнению с данными, полученными Wickiewicz et al (1983). Это было необходимо для достижения физиологически приемлемых результатов. Длины волокон подошвенного флексора, измеренные Ward et al. были длиннее, поэтому в удлинении не было необходимости.

Dynamics

Инерционные свойства

Инерционные параметры для сегментов тела в модели взяты из 10-сегментной модели с 23 степенями свободы, разработанной Фрэнком К.Андерсон и Маркус Г. Панди (1999). В модели Андерсона и Пенди массовые и инерционные свойства для всех сегментов, кроме задних и пальцев ног, основаны на средних антропометрических данных, полученных от пяти субъектов (возраст 26–3 года, рост 177–3 см и вес 70,1–7,8 кг). Все данные записываются в соответствии с методом, описанным McConville et al. (1980). Длины сегментов тела взяты из модели Delp (1990).

Для задней части стопы и пальцев стопы масса, положение центра масс и моменты инерции находятся путем представления объема каждого сегмента набором взаимосвязанных вершин, координаты которых определяются путем измерения поверхности теннисные туфли 10-го размера.Предполагая, что однородная плотность стопы составляет 1,1 г / см 3 , плотность численно интегрируется по объему каждого сегмента, чтобы найти массу.

Следует отметить, что масса туловища варьируется между версией с руками и версией без. Масса туловища в версии без рук коррелирует с массой комплекса голова-рука-туловище в исходной модели Андерсона и Панди и, таким образом, тяжелее. В версии с руками масса туловища уменьшена, чтобы компенсировать добавленную массу рук.Плечи обладают массовыми характеристиками, адаптированными из de Leva (1996), и приводятся в действие приводами крутящего момента.

Все инерционные параметры для модели масштабируются с коэффициентом 1,05626 по сравнению с данными, сообщенными Андерсоном и Пэнди (1999). Таблица 2 суммирует массу и моменты инерции для каждого сегмента тела в модели нижних конечностей 2010.

6 963 инерции

063

34000 9323 34so2366

26.8266

0007

0007 9007 9327

9007

900

0,00000287

Сегмент тела

Масса (кг)

xx

yy

zz

1.4745

1.4745

0.7555

0.7555

1.4314

1.4314

0,0579

Правое бедро

9,3014

0,1339

0.0351

0,1412

Правая большеберцовая кость

3.7075

0,0504

0,0051

0,0051

0,0051

9329 932 932 932 932 932 932 932

0,00001311

0,00001311

Таранная кость правая

0.1000

0,0010

0,0010

0,0010

Пяточная кость правая

1.250

0 0,0014

0 0,0014

0 Правый палец ноги

0,2166

0,0001

0,0002

0,0010

Левое бедро

9.3014

0,1339

0,0351

0,1412

Левая большеберцовая кость

3,7075

0,0504 9325

5

0,0504

5

0,0504

0,0504

Левая надколенница

0,0862

0,00000287

0,00001311

0,00001311

Левая таранная кость

0.1000

0,0010

0,0010

0,0010

пяточная кость левая

1,250

0 0,0014

0 0,0014

0 Левый палец ноги

0,2166

0,0001

0,0002

0,0010

Плечевая кость правая *

2.0325

0,011946

0,004121

0,013409

Правая локтевая часть *

0,6075

6000

0,6075

6000

0,6075

6000

Правый радиус *

0.6075

0.002962

0.000618

0.003213

Правый *

0.4575

0,000892

0,000547

0,00134

Левая плечевая кость *

2,0325

0 0,09

Левая локтевая кость *

0.6075

0.002962

0.000618

0.003213

Левая лучевая *

0.6075

0,002962

0,000618

0,003213

Левая *

0,4575

0,4575

0,4575

792

792

792

Таблица 2: Инерционные параметры для сегментов тела, включенных в модель

* Эти сегменты включены только в версии с простыми рычагами.

** Верхнее число соответствует значению, используемому в версии без рычагов. Нижнее число соответствует значению, используемому в версии с оружием.

Приводы и другие элементы, создающие силу

Изометрические свойства генерирования силы для каждого моделируемого мышечно-сухожильного привода получены из масштабирования общей модели типа Хилла. Для масштабирования общей модели для каждого отсека мышцы-сухожилия предоставляются четыре параметра: пиковая изометрическая мышечная сила, оптимальная длина мышечных волокон, угол перистости и длина провисания сухожилий.Конкретные значения для каждого из этих параметров получены из измерений, проведенных Ward et al. На 21 трупе. (2009). Средний возраст испытуемых (12 женщин и 9 мужчин) в исследовании Уорда составляет 82,5 +/- 9,42. Параметры шести маленьких мышц, не изученные Ward et al. (гемелли, малая ягодичная мышца, третичная малоберцовая мышца, грушевидная мышца, квадратная мышца бедра и растяжимая широкая фасция) адаптированы из модели, описанной Делпом и соавт. (1990).

  1. Оптимальная длина волокон и угол перистости
    Оптимальная длина волокон и углы перистости смоделированных мышц получены путем прямых измерений на трупах.Для средней ягодичной мышцы, одной из двух больших мышечных групп, представленных в модели множеством мышечно-сухожильных отделов, измерения физического местоположения волокон, выполненные Ward et al. (2009) не соответствуют направлениям действий, указанным в модели. Чтобы свести к минимуму ошибку моделирования, вместо этого используются средняя оптимальная длина волокна и средний угол перистости для представления каждого из трех отделов мышцы-сухожилия.
  2. Максимальная изометрическая сила
    Максимальная изометрическая сила рассчитывается на основе измеренного PCSA и удельного напряжения 61 Н / см 2 для всех мышц.Это удельное натяжение выше, чем диапазон значений (11–47 Н / см 2 ), о котором ранее сообщали Fukunaga et al. (1996) из магнитно-резонансных исследований 8 мужчин, но идентично значению, используемому Delp et al. в более ранней модели (1990). Корректировка предназначена для компенсации возрастной атрофии мышц и дальнейшей атрофии трупов.
  3. Длина провисания сухожилий
    Длина провисания сухожилий основывается на измеренной зависимости между длиной волокна и положением сустава.Ward et al. (2009) измеряли длину волокон и длину саркомера у субъектов в среднем положении: разгибание бедра 7 °, отведение бедра 2 °, сгибание колена 0 ° и подошвенное сгибание 40 °.

    На основе определенных путей мышца-сухожилие рассчитывается длина провисания сухожилия для каждого отсека мышца-сухожилие. Этот метод хорошо работает для всех мышц, за исключением следующих двух исключений:

  • Голеностопный сустав
    В группе голеностопного сустава результирующие пассивные силы физиологически необоснованны (т.е.е., пассивные силы были чрезмерными). Вероятно, это результат несоответствия между высокой степенью подошвенного сгибания лодыжек трупа и меньшей длиной, на которой фиксируются мышцы. Чтобы отрегулировать это, длина провисания сухожилий всех мышц, пересекающих голеностопный сустав, основана на угле подошвенного сгибания 20 °.
  • Полуперепончатая мышца
    Волокна полуперепончатой ​​мышцы самые короткие среди всех мышц подколенного сухожилия. Используемый метод расчета длины сухожилия позволяет прогнозировать нереалистично длинные волокна в полуперепончатой ​​мышце при сгибании бедра и разгибании колена.Это несоответствие устраняется увеличением длины провисания сухожилий в модели.

Тестирование модели

Arnold et al. (2009) проверили точность движения мышц в нижней конечности, качественно сравнив руки с моментом, предсказанный моделью, с экспериментально измеренным моментом рук. Максимальные изометрические суставные моменты, предсказанные моделью, не совсем совпадают с экспериментальными измерениями суставных моментов. Хотя можно получить более точное соответствие, варьируя параметры, такие как длина провисания сухожилий и PCSA, для настройки модели, это принесет в жертву одну из сильных сторон модели: то, что она основана на связном наборе экспериментально измеренных данных.

По состоянию на июнь 2012 года модель нижней конечности 2010 года цитировалась в 48 публикациях. Исследователи использовали эту модель для множества приложений, от разработки модели опорно-двигательного аппарата для поясничного сустава (Christophy et al. 2012) до оценки различных моделей коленного сустава (Sandholm et al. 2011). Актуальный и полный список публикаций, цитирующих модель, можно получить в Google Scholar.

Ссылки

Обзор OpenSim и его структуры входных файлов:

Delp SL, Anderson FC, Arnold AS, Loan P, Habib A, John CT, Guendelman E, Thelen DG.OpenSim: программное обеспечение с открытым исходным кодом для создания и анализа динамических симуляций движения. IEEE Transactions по биомедицинской инженерии 54 (11): 1940-50, 2007.

Delp, S.L. and Loan, J.P .: Система программного обеспечения для разработки и анализа моделей опорно-двигательного аппарата, Компьютеры в биологии и медицине, т. 25, pp. 21-34, 1995.

Публикации, определяющие, как определяются кинематические и динамические свойства модели:

Arnold, E.М., Уорд С.Р., Либер Р.Л. и Делп С.Л., Модель нижней конечности для анализа движений человека, Анналы биомедицинской инженерии, DOI: 10.1007 / s10439-009-9852-5, 2009.

Арнольд , AS, Asakawa, DJ, и Delp, SL, Способствуют ли подколенные сухожилия и приводящие мышцы чрезмерному внутреннему вращению бедра у людей с церебральным параличом? Походка 11: 181-90, 2000.

Delp, SL, Loan, JP, Hoy, MG, Zajac, FE, Topp EL, Rosen, JM, Интерактивная графическая модель нижней конечности для изучения ортопедических хирургических процедур. , IEEE Transactions on Biomedical Engineering, vol.37, pp. 757-767, 1990.

Delp, Хирургическое моделирование: система компьютерной графики для анализа и проектирования костно-мышечных реконструкций нижней конечности, докторская диссертация, Стэнфордский университет, 1990.

Hamner, SR, A Сет и С.Л. Дельп. Вклад мышц в толчок и поддержку во время бега. Журнал биомеханики, DOI: 10.1016 / j.jbiomech.2010.06.025, 2010.

Zajac, Мышцы и сухожилия: свойства, модели, масштабирование и применение к биомеханике и моторному контролю, в обзорах CRC в биомедицинской инженерии, том.17, issue 4, pp. 359-411, 1989.

Публикации с экспериментальными данными, на основе которых была разработана модель:

Anderson, FC, Pandy, MG, 1999. Решение для динамической оптимизации для вертикальные прыжки в трех измерениях. Comput. Meth. Биомех. Биомед. Англ. 2 (3), 201–231.

Инман, В.Т. Суставы голеностопного сустава. Балтимор: Уильямс и Уилкинс, 1976.

МакКонвилл, Дж. Т., Клаузер, К. Э., Черчилль, Т. Д., Куззи, Дж., и Калепс, I. Антропометрические отношения тела и моментов инерции сегментов тела. Технический отчет AFAMRL-TR-80-119, Лаборатория аэрокосмических медицинских исследований ВВС, База Райт-Паттерсон, Огайо, 1980.

Walker, P.S., J.S. Ровик, Д.Д. Робертсон. Влияние конструкции и размещения шарнира коленного бандажа на механику суставов. J. Biomech. 21: 965-974, 1988.

Ward, S. R., Eng, C.M., Smallwood, L.H., Lieber, R.L .: Являются ли текущие измерения архитектуры мышц нижних конечностей точными? Clin Orthop Relat Res 467: 1074-82, 2009.

Вицкевич Т. Л., Р. Р. Рой, П. Л. Пауэлл и В. Р. Эдгертон. Мышечная архитектура нижней конечности человека. Clin. Ортоп. 179: 275–283, 1983.

Публикации, в которых тестируются различные функции модели:

Grood, E. S., W. J. Suntay, F. R. Noyes и D. L. Butler. Биомеханика упражнения на разгибание колен. Эффект перерезания передней крестообразной связки. J. Bone Joint Surg. Являюсь. 66: 725–734, 1984.

Buford, Jr., У. Л., Ф. М. Айви, младший, Дж. Д. Мэлоун, Р. М. Паттерсон, Г. Л. Пир, Д. К. Нгуен и А. А. Стюарт. Мышечный баланс в колене — момент рук для нормального колена и колена без ACL. IEEE Trans. Rehabil. Англ. 5: 367–379, 1997.

Фукунага Т., Р. Р. Рой, Ф. Г. Шеллок, Дж. А. Ходжсон и В. Р. Эдгертон. Удельное напряжение подошвенных сгибателей и дорсифлексоров человека. J. Appl. Physiol. 80: 158–165, 1996.

Миотомы — Физиопедия

Оригинальный редактор — Ваше имя будет добавлено сюда, если вы создали исходный контент для этой страницы.

Ведущие редакторы

Анатомический термин миотом относится к мышцам, обслуживаемым корешком спинномозгового нерва. Таким образом, миотом — это набор мышц, иннервируемых конкретным единственным спинномозговым нервом. Этот термин также используется в эмбриологии для описания той части сомита, которая развивается в мышцы. [1]

Есть 31 спинномозговой нерв, у каждого позвонка есть спинномозговой нерв. Нервы классифицируются по позвонкам, в которых они находятся.Есть:

8 шейных нервов, 12 грудных нервов, 5 поясничных нервов, 5 крестцовых нервов, 1 копчиковый нерв.

16 из 31 нерва имеют определенный миотом, который контролирует произвольное движение мышц. [2]

Большинство мышц конечностей получают иннервацию от более чем одного корешка спинномозгового нерва и, следовательно, состоят из нескольких миотомов. Например, двуглавая мышца плеча сгибает локоть. Он иннервируется кожно-мышечным нервом, который иннервируется нервными корешками C5, C6 и C7.Можно сказать, что все три корешка спинномозговых нервов связаны со сгибанием локтя.

В приведенном ниже списке подробно описано, какое движение (-я) имеет наиболее сильную связь с каждым миотомом:

C5- отведение плеча

C6– Сгибание локтя Разгибание запястья

C7 — Разгибание локтя

C8 — Сгибание пальцев

T1 — отведение пальца

L2 — Сгибание бедра

L3 — Разгибание колена

L4 — тыльное сгибание голеностопного сустава

L5 — Разгибание большого пальца стопы

S1 — подошвенное сгибание голеностопного сустава [3]

Миотомное обследование является неотъемлемой частью неврологического обследования при подозрении на радикулопатию.Сила мышц в конкретном миотоме может помочь определить, на каком уровне поврежден нервный корешок. Тестирование миотомов в форме изометрического тестирования мышц с сопротивлением дает информацию об уровне в позвоночнике, где может присутствовать поражение. Во время тестирования миотома вы ищите мышечную слабость определенной группы мышц. Результаты могут указывать на поражение нервного корешка спинного мозга или грыжу межпозвонкового диска, давящую на корешки спинномозговых нервов. [1]

Начните с того, что попросите клиента выполнить движение в соответствии с инструкциями и удерживайте изометрическое сокращение, преодолевая сопротивление терапевта, на счет до 5.

C5- Отведение плеча Попросите пациента одновременно поднять обе руки в стороны от себя настолько сильно, насколько это возможно, в то время как исследователь оказывает сопротивление этому движению. Сравните силу каждой руки.

C6- Сгибание в локтевом суставе Проверьте силу сгибания предплечья, держа пациента за запястье сверху и давая указание «согнуть руку до плеча». Обеспечьте сопротивление запястью. Повторите и сравните с противоположной рукой. Это проверяет мышцу двуглавой мышцы.Проверьте силу разгибания запястья, попросив пациента разогнуть запястье, в то время как исследователь сопротивляется движению. Это проверяет разгибатели предплечья. Повторите то же самое с другой рукой.

C7- Разгибание локтя Попросите пациента вытянуть предплечье, преодолевая сопротивление исследователя. Начните разгибание с полностью согнутого положения, потому что эта часть движения наиболее чувствительна к потере силы. Это проверяет трицепс. Обратите внимание на любую асимметрию в другой руке.

C8- Сгибание пальцев Осмотрите руки пациента.Обратите внимание на внутреннее истощение мышц кисти, тенара и гипотенара. Проверьте хватку пациента, попросив пациента крепко сжать пальцы обследуемого в кулаке и проинструктировать их не отпускать пальцы, пока обследующий пытается их удалить. Обычно экзаменатор не может убрать пальцы. Это проверяет сгибатели предплечья и собственные мышцы руки. Сравните руки на предмет асимметрии силы. Сгибание пальца иннервируется нервным корешком C8 через срединный нерв.

C8- Отведение и приведение пальцев Еще раз проверьте внутренние мышцы руки, попросив пациента отвести или «развести» все пальцы.Проинструктируйте пациента не позволять исследователю снова сжимать их. Обычно можно воспрепятствовать экзаменующему заменить пальцы. Отведение пальца или «размахивание» иннервируется нервным корешком Т1 через локтевой нерв.

C8 & T1- Противопоставление большого пальца. Чтобы завершить моторное исследование верхних конечностей, проверьте силу противодействия большим пальцам, попросив пациента прикоснуться кончиком большого пальца к кончику мизинца. Приложите сопротивление к большому пальцу указательным пальцем.Повторите с другим большим пальцем и сравните. Оппозиция большого пальца иннервируется нервными корешками C8 и T1 через срединный нерв.

L1 и L2: Сгибание бедра Переходя к нижним конечностям, сначала проверьте сгибание бедра, попросив пациента лечь и поднять каждую ногу отдельно, в то время как экзаменатор сопротивляется. Повторите и сравните с другой ногой. Это проверяет подвздошно-поясничные мышцы.

L3 Проверьте разгибание в колене, поместив одну руку под колено, а другую — на голень, чтобы оказать сопротивление.Попросите пациента «откинуть ногу» или разогнуть голень в колене. Повторите и сравните с другой ногой. Это проверяет четырехглавую мышцу.

L4: Тыльное сгибание голеностопного сустава Проверьте тыльное сгибание голеностопного сустава, взявшись за верхнюю часть лодыжки и попросив пациента как можно сильнее подтянуть ногу к лицу. Повторите то же самое с другой ногой. Это тестирует мышцы переднего отдела голени.

L5: Большое разгибание пальца ноги Попросите пациента переместить большой палец ноги, преодолевая сопротивление исследователя, «вверх, к лицу пациента».Это тестирует длинный halucis разгибатель мышцы.

S1: Подошвенное сгибание и выворот голеностопного сустава / сгибание колена Удерживая нижнюю часть стопы, попросите пациента надавить на нее как можно сильнее. Или в положении стоя встаньте на подушечку стопы. Повторите то же самое с другой ногой и сравните. Это тестирует икроножные и камбаловидные мышцы в заднем отделе голени.

S2: Протестируйте сгибание в колене, удерживая колено сбоку, прикладывая сопротивление под лодыжку и давая инструкции пациенту как можно сильнее подтянуть голень к ягодице.Повторите то же самое с другой ногой. Это проверяет подколенные сухожилия. [6]

.