Сравнительный анализ биомеханических параметров ходьбы человека с различным темпом в исследовании с моделированием невесомости и лунной гравитации

А.В. Шпаков1, А.В. Воронов2

Сравнительный анализ биомеханических параметров ходьбы человека с различным темпом в исследовании с моделированием невесомости и лунной гравитации

1 НИИ космической медицины ФГБУ «Федеральный научно-клинический центр специализированных видов медицинской помощи и медицинских технологий» ФМБА России, г. Москва 2 Федеральный научный центр физической культуры и спорта, г. Москва

A.V. Shpakov1, A.V. Voronov2

Comparative analysis of biomechanical parameters of human Walking at a different pace during simulated microgravity and Lunar gravity

1 Research Institute for Space Medicine Federal Research Clinical Center of Specialized Types of Medical Care and Medical Technologies, Federal Biomedical Agency of Russia, Moscow 2 Federal Research Center of Physical Education and Sports, Moscow

Ключевые слова: видеоанализ движений, локомо-ции, углы в суставах, моделированная невесомость, антиортостатическая гипокинезия, лунная гравитация, ортостатическая гипокинезия, двойной шаг, фазы двойного шага.

Key words: video analysis of motion, locomotions, angles of the joints, simulated microgravity, head-down bed rest, lunar gravity, head-up bed rest, double step, phases of double step.

У 22 испытателей-добровольцев в возрасте 18—35 лет исследовали биомеханические характеристики ходьбы до и после пребывания в условиях длительного моделирования эффектов невесомости и лунной гравитации. Физиологические эффекты невесомости моделировали методом анти-ортостатической гипокинезии. Для моделирования физиологических эффектов лунной гравитации использовали новый метод ортостатической гипокинезии. По условиям исследования испытатели выполняли локомоторный тест, который включал ходьбу в темпе 60 и 120 шагов в минуту на беговой дорожке. Биомеханические характеристики ходьбы регистрировали с использованием системы видеоанализа движений. В процессе обработки результатов анализировали величины межзвенных углов в суставах ног (тазобедренном, коленном, голеностопном) в разных относительно-временных фазах двойного шага (постановка стопы на опору, отталкивание, фаза маха). В статье приведены результаты сравнительного анализа биомеханических параметров ходьбы с различным темпом, а также результаты оценки влияния моделированной невесомости и лунной гравитации на биомеханические характеристики ходьбы. Проведена оценка вариативности ходьбы с различным темпом. Результаты оценки влияния моделированной

The biomechanical characteristics of walking before and after being exposed to longterm simulated microgravity and lunar gravity were examined in 22 healthy male volunteers aged 18—35 years. Physiological effects of microgravity were simulated by head-down bed rest. To simulate the physiological effects of lunar gravity a new head-up bed rest method was used. According to the protocol of this ground-based experiment the volunteers performed the locomotor test that included walking at a pace of 60 and 120 steps/minute on the treadmill. The biomechanical characteristics of the walking were recorded by a system for video analysis of motion. During the processing of experimental materials we analyzed the angular magnitude in the joints of the legs (hip, knee, and ankle) which were determined at separate relativetime points of the double step (placing a foot on the support, the push back phase and the swing phase). The paper contains the results of a comparative analysis of biomechanical parameters of Walking at a different pace and the effects of simulated microgravity and Lunar gravity on these walking characteristics. Variability of walking with a different pace was also estimated. The most pronounced changes in the parameters of the walking were found in volunteers after a long head-down bed rest in simulated microgravity. The

невесомости и лунной гравитации на биомеханические характеристики ходьбы показали, что наиболее выраженное влияние на параметры ходьбы наблюдается у испытателей после длительного пребывания в условиях моделированной невесомости, что выражалось в изменении углов в суставах ног вразличных фазах шага.

data obtained reflected the change in angles of the leg joints during the separate relativetime points of the double step.

Ходьба — основной вид локомоций (от лат. locus — место и motio — движение) человека, связанных с активным перемещением в пространстве. Следовательно, ходьба издавна является объектом многочисленных исследований в различных областях знаний. Термин «локомоция» ввел в научный оборот Этьен-Жюль Маре (Марей): «Ходьба человека, кажущаяся на первый взгляд столь простой, в действительности в высшей степени сложна, особенно если рассмотреть, из какого рода движений она составляется» [8].

Сложность кинематического состава шагательных движений обусловлена главным образом тем обстоятельством, что общее кинематическое управление, например, длительностью и длиной шага осуществляется посредством многозвенной конечности, т.е. включает управление формой конечности — суставными углами. Существенно более сложной является динамическая стратегия управления, ориентированная на формирование суставных сил и моментов, необходимых для формирования кинематических синергий [6].

Первые систематические и инструментально оснащенные исследования локомоторных движений человека, ориентированные на выявление биомеханических законов, выполнил Э.-Ж. Маре более 100 лет назад [8]. Специально для своих исследований он изобрел пневматические датчики, акселерометры и портативные многоканальные механические самописцы.

Полное пространственно-временное представление о шагательных движениях, включающее последовательное изменение формы многозвенной конечности в цикле шага, дают палочковые метахронограммы, которые обычно регистрируются в плоском варианте — в проекции на сагиттальную плоскость [3; 15]. H.A. Бернштейн является пионером биомеханического метода анализа ло-

комоций человека. Суть метода киноциклографии, предложенного H.A. Бернштейном, заключалась в регистрации перемещения суставов тела человека неподвижной фотокамерой [3]. На проекции суставов испытуемого крепили лампочки. Испытуемый с включенными лампочками двигался перпендикулярно оптической оси камеры. Обтюратор с вырезанным окном вращался перед открытым объективом фотокамеры. Окно обтюратора, периодически появляясь перед объективом, делало траекторию движения суставов прерывистой [7].

С развитием технологий стал возможен анализ кинематики локомоций с использованием фото- и видеорегистрирующей аппаратуры. Инструментальные методы изучения локомоций человека применяли в космической медицине [10; 12; 13], нейрофизиологии, реабилитационной медицине, ортопедии [4], моторном контроле [3; 11], спортивной практике [1; 9].

Регистрировали кинематические, динамические и электромиографические параметры двигательных действий человека. По этим параметрам определяли величину отклонения от нормы при двигательной патологии, что позволяло вести целенаправлен -ную коррекцию, например, при восстановлении нормальной ходьбы; оценивали нагрузку на суставной и мышечный аппарат при выполнении спортивных действий [1].

Биомеханические исследования на современном уровне развития электроники и компьютерных программ позволяют качественно и количественно, а самое важное — оперативно регистрировать и анализировать параметры локомоций в различных условиях, будь то лабораторные или «полевые» условия во время тренировок и соревнований.

Не обошло стороной исследование локомоций такую область, как космическая медицина. Уже после первых полетов челове-

ка в космос у большого числа исследователей не было сомнений в негативном влиянии невесомости на опорно-двигательный аппарат, что могло стать определенным препятствием к более длительным полетам и освоению космического пространства (полетам к Луне и Марсу).

Цель данного исследования — изучение влияния моделированной невесомости и лунной гравитации на биомеханические параметры ходьбы человека, а также сравнительный анализ биомеханических параметров ходьбы в рамках научно-исследовательской работы, направленной на оценку основных физиологических сдвигов в организме при моделировании условий пилотируемого полета на Луну и пребывания на лунной поверхности.

Пациенты и методы

Исследование было проведено на клинической базе Федерального научно--клини-ческого центра специализированных видов медицинской помощи и медицинских технологий ФМБА России (ФНКЦ ФМБА России) в 2014—2015 гг. Программа исследований была одобрена Комитетом по биомедицинской этике ФНКЦ ФМБА России. В качестве обследуемых лиц (испытателей) в данном исследовании приняли участие 22 практически здоровых добровольца в возрасте от 18 до 35 лет, прошедших медицинское освидетельствование и подписавших информированное согласие на участие в данной работе, что соответствует общепринятым требованиям к организации такого рода научных исследований [5].

В основу модели лунной гравитации положен принцип снижения максимальной величины гравитационной составляющей гидростатического давления крови, характер -ной для вертикального положения тела на Земле, а также весовой нагрузки на опорно-двигательный аппарат до величин, присущих небесному телу с пониженным уровнем гравитации, путем изменения угла вектора силы тяжести [2].

Математические расчеты показали, что для получения действия силы тяжести, соответствующего силе тяжести на поверхности Луны (0,167 В), где В — сила тяжести на

Земле, нужно создать угол между горизонтальной осью и вектором силы F, равным +9,6°.

Согласно условиям проведения исследования испытатели были разделены на две группы: «АНОГ» (10 человек) и «Селена» (12 человек). Испытатели группы «АНОГ» в течение 3 недель находились на постельном режиме при угле наклона головного конца кровати по отношению к горизонтальной плоскости —6°, моделирующем физиологические эффекты невесомости. Эта группа испытателей имитировала полет к Луне и пребывание на ее орбите во время «работы» испытателей группы «Селена» на поверхности данного небесного тела. Обследуемые группы «Селена» первые 5 суток находились также в антиортостатическом положении —6°, имитируя полет к Луне в условиях невесомости. На протяжении последующих 2 недель в дневное время (с 7 до 23 часов) их переводили на постельный режим с положительным углом наклона кровати по отношению к горизонту, равным +9,6°, моделируя пребывание и работу в условиях гравитации на лунной поверхности, а на время ночного сна (с 23 до 7 часов) — в горизонтальное положение. Испытателям обеих групп перед сном предоставлялось право на 15 минут принимать вертикальное положение для осуществления санитарно-гигиенических процедур.

Анализ биомеханических характеристик ходьбы. Регистрировали и анализировали биомеханические характеристики нормальной ходьбы в темпе 60 и 120 шагов в минуту до и после пребывания в условиях орто-статической и антиортостатической гипокинезии. Тестирование выполняли на беговой дорожке «HP Cosmos Mercury 4.0». Скорость ходьбы, соответствующую темпу 60 и 120 шагов в минуту, для каждого испытателя подбирали индивидуально во время тестирования до гипокинезии путем сопоставления скорости движения полотна беговой дорожки со звуковым сигналом метронома.

Биомеханические характеристики ходьбы регистрировали и анализировали с использованием аппаратно-программного комплекса «Видеоанализ-Биософт 3D» в полном соответствии с методикой, предложенной авторами при обследовании космонавтов до и по-

еле длительных космических полетов [13]. Регистрировали углы в суставах нижней конечности (рис. 1):

• тазобедренном — между продольными осями туловища и бедра со стороны вентральной поверхности тела;

• коленном — между продольными осями бедра и голени с дорсальной стороны;

• голеностопном — между продольными осями голени и стопы со стороны передней поверхности голени и тыльной поверхности стопы.

Для статистической обработки результатов исследования использовали программу «STATISTICAL», с помощью которой методом описательной статистики в каждой группе вычисляли средние значения и их стандартные ошибки. Достоверности различий показателей до и после гипокинезии определяли с использованием непараметрического критерия Вилкоксона. Графики и диаграммы строили с использованием Microsoft Excel.

Результаты исследования и их обсуждение

Анализ результатов исследования проводили в два этапа.

1. Анализ кинематических профилей углов в суставах в отдельных фазах двойного шага в целях сравнительного анализа биомеханических параметров ходьбы в различном темпе. На данном этапе анализировали результаты объединенной группы (п=22), полученные при фоновом обследовании испытателей, т.е. до гипокинезии.

2. Анализ среднегрупповых показателей в группах «АНОГ» (п=10) и «Селена» (п=12) с целью оценить влияние анти- и ортостатической гипокинезии на биомеханические параметры ходьбы. На данном этапе анализировали результаты, полученные до и после пребывания в условиях гипокинезии.

Сравнительный анализ ходьбы с различным темпом проводили по сле-

Рис. 1. Направление отсчета углов в суставах нижней конечности и фазы двойного шага.

1 - плечевой сустав; 2 - тазобедренный сустав; 3 - коленный сустав; 4 - голеностопный сустав; 5 - плюснефалан-

говый сустав; а - угол в тазобедренном суставе (между продольными осями туловища и бедра со стороны вентральной поверхности тела); в - угол в коленном суставе (между продольными осями бедра и голени с дорсальной стороны); у - угол в голеностопном суставе (между продольными осями голени и стопы со стороны передней поверхности голени и тыльной поверхности стопы). Фазы двойного шага: ПТ - фаза переднего толчка; ЗТ - фаза заднего толчка; Мах - фаза маха. По оси ординат - величина угла, по оси абсцисс - время двойного шага, %

дующему алгоритму: 1) сопоставление амплитуды движений в цикле двойного шага;

2) сопоставление величины межзвенного угла в разных относительно-временных точках двойного шага (постановка стопы на опору, отталкивание, перенос ноги в фазе маха) ;

3) сопоставление коэффициента вариативности (отношение стандартного отклонения в г-ой точке траектории к среднему значению угла в суставе г-ой точке траектории) в разных относительно-временных точках двойного шага (постановка стопы на опору, отталкивание, перенос ноги в фазе маха).

Кинематические профили тазобедренного сустава представлены на рисунке 2.

Амплитуда движений в тазобедренном суставе при темпе ходьбы 60 шагов в минуту « 34°, минимальная величина угла составляет 156° при переносе ноги в фазе маха (83—87% от начала двойного шага), максимальная — 190° — в фазе заднего толчка (53—56% времени двойного шага), при котором происходит максимальное разгибание тазобедренного сустава. При темпе 120 шагов в минуту амплитуда движений несколько увеличена и составляет 44°. При

Рис 2. Кинематические профили тазобедренного сустава при различном темпе ходьбы.

А - ходьба в темпе 60 шагов в минуту; Б - ходьба в темпе 120 шагов в минуту. Сплошные линии обозначают величины углов в суставе, пунктирные линии - стандартное отклонение

этом максимальная величина угла наблюдается также во время заднего толчка — 195° на отрезке 50—53% от начала двойного шага. Минимальная величина угла в тазобедренном суставе при темпе 120 шагов в минуту составляет 150—151° и одинакова для фазы переднего толчка (0—5% времени двойного шага) и фазы маха (90—92% времени двойного шага). Характерными отличиями кинематики тазобедренного сустава при медленной и быстрой ходьбе являются следующие. При постановке стопы на опору угол в тазобедренном суставе равен 158±4° и 152±4° для темпа 60 и 120 шагов в минуту соответственно. Во время отталкивания максимальное разгибание тазобедренного сустава при темпе 60 шагов в минуту составляет 190±5° и приходится на 53—55% времени двойного шага. При темпе 120 шагов в минуту угол равен 195±5° и достигается несколько раньше — на 50— 53% от начала двойного шага.

Результаты расчета коэффициента вариативности углов для тазобедренного сустава указывают на то, что для ходьбы в темпе 60 шагов в минуту характерны большие индивидуальные различия. На это же указывают и большие показатели стандартного отклонения на графике кинематического профиля сустава (см. рис. 2). При этом наибольшие различия наблюдаются «во второй части» двойного шага — в фазах заднего толчка и маха, в то время как в начале двойного шага вариативность при темпе 60 и 120 шагов в минуту не зависит от темпа ходьбы (табл. 1).

При рассмотрении кинематического профиля коленного сустава дополнительно анализировали величины углов и коэффициенты вариативности в момент «амортизации» (15% времени двойного шага). Сгибание коленного сустава в данной точке имеет большое биомеханическое значение для снижения ударной нагрузки на суставы нижней конечности после контакта с опорной поверхностью [7]. Кинематические профили коленного сустава для ходьбы в темпе 60 и 120 шагов в минуту представлены на рисунке 3.

Различия кинематики коленного сустава при медленной и быстрой ходьбе сле-

Таблица 1

Коэффициент вариативности углов в тазобедренном суставе при ходьбе с различным темпом

Фаза переднего толчка Фаза заднего толчка Фаза маха

60 шаг/мин 120 шаг/мин 60 шаг/мин 120 шаг/мин 60 шаг/мин 120 шаг/мин

2,3 2,3 2,7 2,5 2,5 2,0

дующие. Амплитуда движений при темпе 60 шагов в минуту составляет 56°, при темпе 120 шагов в минуту — 60°. При постановке стопы в начале шага угол существенно не различался и составлял 170±5° и 168±3° для темпа 60 и 120 шагов в минуту соответственно. По сравнению с фазой переднего толчка сгибание коленного сустава в момент амортизации (13—15% времени двойного шага) при темпе 120 шагов в минуту достигает 17°, что почти вдвое превосходит этот показатель при темпе 60 шагов в минуту (10°). Указанные различия обусловлены возрастающей нагрузкой на опорно-двигательный аппарат нижней конечности при более быстрой ходьбе, что подтверждается рядом исследований в данной области [12; 14]. При медленной ходьбе угол во время отталкивания составляет 163±6° и приходится на 53—55% времени двойного шага,

Рис 3. Кинематические профили коленного сустава при различном темпе ходьбы.

А - ходьба в темпе 60 шагов в минуту; Б - ходьба в темпе 120 шагов в минуту. Сплошные линии обозначают величины углов в суставе, пунктирные линии - стандартное отклонение

при быстрой ходьбе — 159±6° и 51—53% времени двойного шага соответственно. Максимальное сгибание коленного сустава при переносе ноги в фазе маха при медленной ходьбе составляет 114±7° и достигается на 74—76% времени двойного шага. Это отличается от быстрой ходьбы, при которой коленный сустав сгибается до 109±4° на 72—73% времени двойного шага.

Коэффициент вариативности углов в коленном суставе при быстрой ходьбе значительно ниже, чем при медленной ходьбе во всех относительно-временных точках двойного шага за исключением фазы заднего толчка. Наиболее выраженные различия выявлены в момент амортизации и фазе маха (табл. 2).

Сравнительный анализ кинематических профилей голеностопного сустава при ходьбе с различной скоростью (темпом) на беговой дорожке показал следующие основ-

Рис 4. Кинематические профили голеностопного сустава при различном темпе ходьбы.

А - ходьба в темпе 60 шагов в минуту; Б - ходьба в темпе 120 шагов в минуту. Сплошные линии обозначают величины углов в суставе, пунктирные линии - стандартное отклонение

Коэффициент вариативности углов в коленном суставе при ходьбе с различным темпом Таблица 2

Фаза переднего толчка Момент амортизации Фаза заднего толчка Фаза маха

60 шаг/мин 120 шаг/мин 60 шаг/мин 120 шаг/мин 60 шаг/мин 120 шаг/мин 60 шаг/мин 120 шаг/мин

2,7 1,9 5,7 3,4 3,7 3,6 6,2 4,1

ные различия (рис. 4). При медленной ходьбе в темпе 60 шагов в минуту амплитуда движений составляет 19°, при быстрой ходьбе (120 шагов в минуту) — 25°. При этом минимальная величина угла в голеностопном суставе как при медленной, так и при быстрой ходьбе в фазе срединной опоры (или одноопорном положении, при котором вес тела полностью приходится на одну ногу) составляет 96°. Однако при быстрой ходьбе такая величина угла фиксируется на 42—46% времени двойного шага, при медленной — на 41—53%. Максимальная величина угла в голеностопном суставе, как в тазобедренном и коленном, приходится на фазу заднего толчка. Для медленной ходьбы она составляет 115±7° и приходится на 67— 69% времени двойного шага, для быстрой ходьбы — 121±5° и 67—68% времени двойного шага. При постановке стопы на опору угол составляет 109±4° и 106±4° для темпа 60 и 120 шагов в минуту соответственно.

Анализ величин коэффициента вариативности углов в голеностопном суставе выявил существенные различия данного показателя в фазе заднего толчка и фазе маха (табл. 3). При постановке стопы на опору в фазе переднего толчка вариативность углов в голеностопном суставе при медленной и быстрой ходьбе не различалась.

Сравнительный анализ биомеханических параметров ходьбы, в частности углов в суставах, с различным темпом на беговой дорожке позволил выявить следующие основные различия. Амплитуда движений в суставах нижней конечности при быстрой ходьбе выше, чем при медленной. Особенно это выражено в коленном суставе. Анализ коэффициента вариативности в суставах нижней конечности показал, что ходьба в тем-

пе 120 шагов в минуту является менее «подверженной» индивидуальным различиям кинематических показателей ходьбы испытателей данной группы (п=22). Наибольшая вариативность углов в суставах при медленной ходьбе, в отличие от быстрой, обнаружена в тазобедренном суставе в фазе заднего толчка, в коленном — при постановке стопы на опору в фазе переднего толчка, в момент амортизации и при переносе ноги в фазе маха, в голеностопном — в фазах заднего толчка и маха.

Влияние моделированной невесомости и лунной гравитации на биомеханические параметры ходьбы с различным темпом. Результаты биомеханического анализа ходьбы в темпе 60 шагов в минуту представлены в таблице 4.

Группа «АНОГ». После гипокинезии в фазе переднего толчка при постановке стопы на опору достоверных различий межзвен-ных углов в тазобедренном и коленном суставах не выявлено. В голеностопном суставе было выявлено увеличение угла в суставе в момент постановки стопы на 6°. Достоверное по сравнению с фоновыми показателями (р<0,05) изменение углов во всех трех суставах выявлено при завершении отталкивания). Величины углов до гипокинезии составляли 190±4° в тазобедренном суставе, 160±3° в коленном и 116±5° в голеностопном. После гипокинезии углы в суставах уменьшились в пределах 5°. В фазе маха угол в голеностопном суставе не изменялся, а в тазобедренном и коленном суставах происходило достоверное увеличение углов при переносе ноги.

Группа «Селена». У испытателей группы «Селена» при постановке стопы на опору после гипокинезии не было выявлено

Таблица 3

Коэффициент вариативности углов в голеностопном суставе при ходьбе с различным темпом

Фаза переднего толчка Фаза заднего толчка Фаза маха

60 шаг/мин 120 шаг/мин 60 шаг/мин 120 шаг/мин 60 шаг/мин 120 шаг/мин

3,8 3,9 6,8 4,1 4,7 3,8

Таблица 4 Величины суставных (межзвенных) углов в суставах ног у испытателей при нормальной ходьбе в темпе 60 шагов в минуту до и после исследования в группах «АНОГ» и «Селена»

Группа Постановка стопы на опору (фаза переднего толчка) Разгибание во время отталкивания (фаза заднего толчка) Сгибание при переносе ноги в фазе маха

до после до после до после

Тазобедренный сустав

«АНОГ» 158±4 160±3 190±4 187±2* 155±3 158±2

Селена 158±3 158±3 192±6 187±5* 156±3 158±3

Коленный сустав

«АНОГ» 170±3 168±3 160±3 154±4* 111±6 118±4*

Селена 168±5 167±5 159±5 158±4 113±6 117±3

Голеностопный сустав

«АНОГ» 107±3 113±4* 116±5 111±5* 106±6 106±5

Селена 109±3 110±4 117±5 114±5 106±4 105±5

Примечание: * различия достоверны по сравнению с фоном (р<0,05).

достоверных изменений по сравнению с фоновыми показателями. В фазе заднего толчка в коленном и голеностопном суставах изменений углов по сравнению с фоном не выявлено, в то время как в тазобедренном суставе происходило уменьшение угла при отталкивании на 5°. В фазе маха наблюдалась тенденция к увеличению углов при переносе ноги в тазобедренном и коленном суставах в пределах 2—4°.

Результаты биомеханического анализа ходьбы в темпе 120 шагов в минуту представлены в таблице 5.

Группа «АНОГ». Анализ биомеханических характеристик ходьбы испытателей в темпе 120 шагов в минуту после гипокинезии показал следующие результаты. При постановке стопы на опору происходило уменьшение угла в тазобедренном суставе, в то время как в коленном и голеностоп-

ном суставах не было выявлено значительных изменений.

Достоверное по сравнению с фоновыми показателями (р<0,05) изменение углов во всех трех суставах выявлено в фазе заднего толчка (отталкивания) . Величины углов до гипокинезии составляли 195 ±4° в тазобедренном, 156±2° в коленном и 122±3° в голеностопном суставах. После гипокинезии углы в суставах уменьшились и составили: в тазобедренном — 192±3°, в коленном — 152±4°, в голеностопном — 116±4°.

В фазе маха величины углов в коленном и голеностопном суставах не изменялись, а в тазобедренном происходило незначительное (на уровне тенденции) уменьшение угла при переносе ноги.

Группа «Селена». После гипокинезии у испытателей группы «Селена» при постановке стопы на опору не было выявлено зна-

Таблица 5 Величины суставных (межзвенных) углов в суставах ног у испытателей при нормальной ходьбе в темпе 120 шагов в минуту до и после исследования в группах «АНОГ» и «Селена»

Группа Постановка стопы на опору (фаза переднего толчка) Разгибание во время отталкивания (фаза заднего толчка) Сгибание при переносе ноги в фазе маха

до после до после до после

Тазобедренный сустав

«АНОГ» 153±4 155±4 195±4 192±3* 154±4 152±1

Селена 153±4 154±23 198±6 194,2±3,3 154±4 153±1

Коленный сустав

«АНОГ» 170±3 171±4 156±2 152±4* 108±3 107±2

Селена 168±4 168±5 154±8 1512±4 108±3 110±5

Голеностопный сустав

«АНОГ» 108±3 106±2 122±3 116±4* 106±6 107±2

Селена 105±1 107±5 122±2 122±6 106±2 109±5

Примечание: * различия достоверны по сравнению с фоном (р<0,05).

чительных изменений в кинематике тазобедренного и коленного суставов по сравнению с фоновыми показателями. В голеностопном суставе происходило увеличение угла при постановке стопы со 105±1° в фоне до 107±5° после гипокинезии.

В фазе заднего толчка произошли противоположные изменения. В голеностопном суставе изменений не выявлено, в то время как в тазобедренном и коленном суставах происходило уменьшение углов при выполнении отталкивания.

В фазе маха наблюдалась тенденция к уменьшению углов при переносе ноги в тазобедренном суставе: 154±4° (фон) и 153±1° (после гипокинезии). Достоверного измене -ния величины углов в суставах ног анализ ходьбы в темпе 120 шагов в минуту не выявил.

Результаты биомеханического анализа ходьбы показали, что длительное пребывание в условиях гипокинезии (как антиортостати-ческой, так и ортостатической) сопровождается изменением биомеханических характеристик ходьбы. Направленность указанных изменений у испытателей в обеих группах была сходной, однако выраженность их существенно различалась.

В тазобедренном суставе изменения суставных углов после гипокинезии в группе «Селена» были очевидно меньшими, выявляя лишь тенденцию к уменьшению амплитуды угловых перемещений. Достоверно эти изменения не отличались от фоновых показателей. В группе «АНОГ», напротив, наблюдались достоверные изменения кинематики в отдельных фазах двойного шага: во время отталкивания и при переносе ноги в фазе маха.

В коленном суставе уменьшение угла при постановке стопы на опору после пребывания в условиях гипокинезии свидетельствовало о меньшей величине разгибания сустава и, следовательно, меньшем выносе голени вперед. Следует также отметить уменьшение разгибания в коленном суставе во время отталкивания. В группе «АНОГ» эти изменения были более существенными, чем в группе «Селена».

Изменения угловой кинематики в голеностопном суставе после гипокинезии прояв-

лялись в изменениях характера постановки стопы на опору в начале шага и уменьшении разгибания во время отталкивания, а также в увеличении сгибания сустава при переносе ноги в фазе маха. В группе «АНОГ» разгибание голеностопного сустава при постановке стопы на опору увеличивалось по сравнению с фоновыми показателями, постановка совершалась с акцентом на всю подошвенную поверхность стопы.

Следует отметить, что эти изменения касаются внешней формы походки, в частности уменьшение амплитуды угловых перемещений во всех суставах ног и увеличение электромиографической стоимости локо-моций, т.е. придание походке формы «пригибной ходьбы». В нашем исследовании наиболее выраженными были изменения в фазе заднего толчка (отталкивания), что могло быть связано со снижением силовых проявлений односуставных мышц передней поверхности бедра и задней поверхности голени (m. vastus lateralis, m. soleus соответственно ). Снижение силы указанных мышечных групп приводит к снижению амплитуды разгибания в суставах на 3—5° в фазе заднего толчка.

Пребывание в условиях антиортоста-тической гипокинезии (группа «АНОГ») сопровождалось развитием более выраженных изменений в кинематике и моторике ходьбы в стандартных условиях по сравнению с группой «Селена». Выявлены достоверные изменения величин суставных углов в фазе оттал кивания в группе «АНОГ», что является следствием снижения силовых проявлений мышц голени и бедра и увеличения «физиологической стоимости» ходьбы. Моделирование условий лунной гравитации (группа «Селена») не сопровождалось значительным изменениям биомеханических параметров ходьбы.

Работа выполнена при поддержке гранта Российского фонда фундаментальных исследований № 16-34-60070.

Литература

1. Алешинский С.Ю., Зациорский В.М., Каймин М.А. и др. Применение двусторонней стробоскопической стереофото-

съемки при исследованиях движений человека // Теория и практика физической культуры. 1977. № 5. С. 13—16.

2. Баранов М.В., Катунцев В. П., Шпаков A.B., Баранов В.М. Метод наземного моделирования физиологических эффектов пребывания человека в условиях гипо-гравитации // Бюллетень экспериментальной биологии и медицины. 2015. № 160 (9). С. 392-396.

3. Бернштейн H.A. Очерки по физиологии движений и физиологии активности. М.: Медицина, 1966.

4. Витензон A.C., Скоблин A.A., Алексеен-ко И. Г. Исследование биомеханической и иннервационной структуры ходьбы у больных сколиозом II-III степени // Вестник травматологии и ортопедии им. Н.И. Пирогова. 2007. № 1. С. 35-43.

5. Генин A.M., Ильин A.E., Капланский A.C. и др. Биоэтические правила проведения исследований на человеке и животных в авиационной, космической и морской медицине // Aвиакосмическая и экологическая медицина. 2001. № 35 (4). С. 14-20.

6. Зациорский В.М. Биомеханика двигательного аппарата человека. М.: ФиС, 1981.

7. История биомеханики в спорте и медицине / / Научно-медицинская фирма «Биософт». Режим доступа: http:// biosoftvideo.ru/history/ (дата обращения: 11.12.2015).

8. Марей Э.-Ж. Механика животного организма. Передвижение по Земле и по воздуху. СПб., 1875.

9. Сучилин Н.Г., Aркаев Л.Я., Савельев В.С. Педагогико-биомеханический анализ техники спортивных движений на основе программно-аппаратного видеокомплекса // Теория и практика физической культуры. 1996. № 4. С. 12-20.

10. Чекирда И.Ф., Еремин А.В. Динамика цикличных и ацикличных локомоций космонавтов после 63-дневного космического полета // Космическая биология и медицина. 1974. Т. 8. № 4. С. 9-13.

11. Чхаидзе Л.В. Координация произвольных движений человека в условиях космического полета. М.: Наука, 1968.

12. Шпаков А.В., Артамонов А.А., Воронов А.В., Мельник К.А. Влияние иммерсионной гипокинезии кинематические и электромиографические характеристики локомоций человека // Авиакосмическая и экологическая медицина. 2008. Т. 42. № 5. С. 24-29.

13. Шпаков А.В., Воронов А.В., Фомина Е.В. и др. Сравнительный анализ эффективности различных режимов локомоторных тренировок в длительных космических полетах по данным биомеханических и электромиографических характеристик ходьбы // Физиология человека. 2013. № 39 (2). С. 60-69.

14. Gappelini G., Ivanenko Y.P., Poppele R.E., Lacquaniti F. Motor pattern in human walking and running // Journal of Neurophysiology. 2006. Vol. 95. P. 34263437.

15. Ferringo G., Padotti A. Elite: a digital dedicated hardware system for movement analysis via real time TV-signal processing // IEEE Trans. Biomed. Eng. 1985. Vol. 32. P. 943-950.

Контакты:

Шпаков Алексей Васильевич,

заведующий отделом экспериментальной физиологии НИИ космической медицины ФНКЦ ФМБА России, кандидат биологических наук. Тел. раб.: (499) 193 64 11. E-mail: avshpakov@gmail.com