автореферат диссертации по информатике, вычислительной технике и управлению, 05.13.09, диссертация на тему:Разработка методов совершенствования системы "человек-протез (ортез)-среда"

СЛНКТ-ПЕТЕРБУРГСКИЙ ГОСУДАРСТВЕННЫЙ ТЕХНИЧЕСКИЙ УНИВЕРСИТЕТ

На правах рукописи

ФАРБЕР Борис Славинович

РАЗРАБОТКА МЕТОДОВ СОВЕРШЕНСТВОВАНИЯ СИСТЕМЫ «ЧЕЛОВЕК — ПРОТЕЗ (ОРТЕЗ) - СРЕДА»

Специальность 05.13.09 — управление в биологических

и медицинских системах (включая применение вычислительной техники)

----Диссертация

на соискание ученой степени доктора технических наук в форме научного доклада

Санкг-Пегербург—1992

)

Работа выполнена в Центральном ордена Трудового Красного Знамени научно-исследовательском институте протезирования и протезостроения Министерства Социальной Защиты Российской Федерации.

Официальные оппоненты:

доктор физико-математических наук, профессор В. В. Белецкий

доктор медицинских наук, профессор X. А. Яисон доктор биологических наук, профессор А. В. Зинковский

Ведущая организация: Научно-исследовательский институт механики МГУ им. М. В. Ломоносова,

в 16 час на заседании Специализированного Совета Д063.38.18 при Санкт-Петербургском техническом университете по адресу: 195251, г. Санкт-Петербург, Политехническая ул., 29, корп. 1.

С диссертацией можно ознакомиться в библиотеке Санкт-Петербургского государственного технического университета.

Защита состоится

Научный доклад разослан

декабря 1992 г.

Ученый Секретарь Специализированного Совета

С. И. Репин

ОБЩАЯ ХАРАКТЕРИСТИКА РАБОТЫ

Актуальность проблемы. В комплексе государственных мероприятий, предназначенных для физической и социальной реабилитации инвалидов, важной задачей является проблема улучшения качества протезирования после ампутации нижней конечности, поскольку позволяет инвалидам вернуться к полноценной жизни с обычными радостями и общественно-полезному труду.

Несмотря на несомненные успехи в области протезирования, необходимо выделить проблему повышения функциональности протезов и ортезов, которая может быть реализована на основе учета взаимодействия элементов системы «человек — протез (ортез)—среда». Возникает задача по изучению биологического объекта — человека, с целью его сопряжения с техническим устройством — протезом (ортезом), в единую систему. Результат протезирования инвалидов во многом зависит от функциональности узлов и индивидуальной сборки протезов.

Существующие конструкции протезов нижних конечностей спроектированы таким образом, что опорно-двигательный аппарат человека вынужден подстраиваться под протез с вредом для себя. Например, для достижения устойчивости при опоре в наиболее широко распространенных конструкциях протезов бедра ось коленного шарнира отнесена назад относительно естественного расположения, что затрудняет перенос протезированной конечности над опорой. В результате увеличиваются энергозатраты инвалида, возникает перегрузка при ходьбе и гипертрофия сохранившейся конечности. Протезированную конечность, исходя из удобства переноса над опорой, делают короче сохранившейся, что приводит к искривлению позвоночника, возникает так называемый протезный сколиоз практически у всех инвалидов, пользующихся протезом. Поэтому актуальна обратная задача— опираясь на современный уровень науки и техники, создавать протезы с учетом возможностей человека. В частности, проблема компенсации энергетических потерь, обусловленных ампутацией, неразрывно связана с использованием вязкоупру-

гих элементов в сочленениях протезов, выбором рациональных схем построения протезов с учетом индивидуальных особенностей инвалидов, повышением числа степеней свободы элементов протезов, с применением приводов и систем управления, использующих внешние источники энергии, что позволило бы уменьшить компенсаторные движения и перегрузки инвалидов при ходьбе. Воспроизведение указанных факторов в протезе существенно и потому, что при этом заметно уменьшаются энерготраты, более естественным становится рисунок ходьбы и снижается утомляемость инвалидов. Установленные при таком подходе соотношения и принципы могут найти применение также при создании различного рода шагающих устройств, интерес к которым в последнее время особенно усиливается.

Цель работы: на основе теоретических и экспериментальных исследований разработать методы совершенствования системы «человек—протез (ортез)—среда», опираясь на которые возможно синтезировать новые типы протезов и ортезов повышенной функциональности.

Для достижения указанной цели поставлены следующие задачи:

— провести анализ конструкций протезов нижних конечностей и существующих подходов по их схемам построения;

— разработать функционально-биомеханический метод моделирования для обоснования основных направлений конструирования и создания высокоэффективных протезов и ортезов;

— на его основе разработать теоретические предпосылки и принципы построения системы «человек — протез (ортез)—среда», в том числе:

— изучить влияние расположения коленного и голеностопного шарниров на параметры ходьбы;

— обосновать параметры вязкоупругих элементов в сочленениях протезов;

— обосновать направления разработок протезов нижних конечностей с внешними источниками энергии;

— разработать принципы построения механизмов протезов; —■ определить эффективность предложенного подхода. Тема диссертации связана с планами научно-исследовательских и опытно-конструкторских работ на 1982—1992 гг. МСЗ РФ по Проблеме N1 «Разработать научные основы и создать более совершенные средства для протезирования инвалидов после ампутации нижних конечностей на любом уровне», по Проблеме N2 «Разработать и создать новые средства ортопедической техники для восстановления функции опоры и движения при параличах нижних конечностей», а также по Государственной научно-технической программе «Протезно-ортопедические изделия» на 1991—1995 гг. Миннауки РФ.

Методы исследований: Поставленные задачи решались путем сочетания теоретических и экспериментальных методов исследования.

Для теоретических исследований применены методы: теоретической механики, теории машин и механизмов, деталей машин, теории рациональных механизмов, а также математического моделирования с использованием средств вычислительной техники для исследования предложенных моделей.

Из методик экспериментальных исследований в работе применены: подография, потенциометрическая регистрация меж-звенных углов с помощью трехосных гониометров, динамогра-фия, электромиография.

Научная новизна. При решении поставленной проблемы получены новые результаты, которые выносятся на защиту.

1. Разработана методологическая основа создания новых протезов и ортезов — функционально-биомеханический метод моделирования, что позволило перевести создание иротезно-ор-топедических изделий на качественно новый уровень.

2. Впервые реализовано новое направление построения протезов бедра и голени, основанное на минимизации энерготрат инвалида, улучшении статики опорно-двигательного аппарата, кинематики и динамики ходьбы.

3. Создан метод оптимизации вязко-упругих элементов и подвижности в сочленениях протезов и ортезов, позволяющий уменьшить энерготраты инвалида и увеличить симметрию ходьбы.

4. Разработано новое научное направление по созданию активных протезов нижних конечностей с внешним источником энергии, основанное на реализации биомеханического эффекта непрямого действия мышц. Разработаны предпосылки и построены протезы нижних конечностей с внешним источником энергии и приводом для создания активного момента сил в голеностопном и подгибанием в коленном шарнирах.

5. Разработано новое направление по созданию адаптивных протезов бедра, базирующихся на новом физическом принципе— изменения параметров магнитной жидкости под действием магнитного поля, обеспечивающих автоподстройку параметров протеза под темп ходьбы инвалида.

6. Синтез механизмов протезов повышенной функциональности впервые осуществлен на основе методов теории конструирования рациональных механизмов путем уменьшения числа избыточных связей с использованием новой совокупности критериев.

Разработка указанных научных методов совершенствования системы «человек — протез (ортез)—среда» позволило перейти от преимущественно интуитивно-эмпирического к научно обоснованному, концептуальному синтезу протезов и ортезов.

Практическое значение и внедрение результатов работы. На

основе проведенных теоретических и экспериментальных исследований разработана гамма узлов протезов повышенной функциональности:

— механизмы протезов переменной структуры — созданы и внедрены в практику протезирования: конструкция коленного узла с подгибанием, содержащая пелот; конструкция коленного узла с подгибанием и четырехзвенным шарнирно-рычажным механизмом;

— кулисный коленный механизм протеза бедра, обеспечивающий беспрепятственный перенос протезированной конечности над опорой при соблюдении равенства длин конечностей, сочетающий в себе функции четырехзвенного коленного механизма с вращательными кинематическими парами и коленного узла с балансирующим грузом. При этом масса предложенного механизма не превышает массу каждого из известных узлов в отдельности, а достигаемый зазор между носком стопы протезированной конечности при переносе над опорной поверхностью в 3—4 раза больше, чем у известных в настоящее время аналогов. Он характеризуется меньшим числом избыточных связей и снижением реакций в кинематических парах, изменением момента инерции голени со стопой при переносе по закону, близкому к норме — без использования дополнительного груза. На основе предложенных технических решений разработаны и изготовлены коленные механизмы протезов бедра, обеспечивающие подгибание без попятных движений относительно голени, устойчивость в период опоры на протезированную конечность, увеличение опорной реакции при выходе из подгибания на 20%. Ходьба на протезе бедра характеризуется уменьшением кинематической и динамической асимметрии, на 30 % уменьшились энерготраты инвалида;

— четырехзвенный шарнирно-рычажный механизм с ротацией;

— пространственный коленный механизм, обеспечивающий пространственное движение искусственной стопы, близкое к норме;

— коленный механизм протеза бедра с автоподстройкой под темп ходьбы;

— тазобедренные механизмы протеза после вычленения бедра; —■ гамма конструкций искусственных стоп:

— пенополиуретановая стопа со съемными упругими элементами;

— пенополиуретановая стопа с вставным голеностопным шарниром и упругими элементами;

— трехзвенная пенополиуретановая стопа;

— предложен подход к подбору несущих модулей и котировочных устройств;

<— гамма ортопедических изделий: различные конструкции ортопедических аппаратов на нижнюю конечность модульного типа с односторонними, двусторонними и упругими шинами, тазобедренный вертлуг с ротацией, корсет с головодержате-лем;

— принципиально новые вибростимулирующие устройства моделирования ходьбы (вибросканер).

Кроме того созданы новые стенды для испытаний протезно-ортопедических изделий, устройства для измерения биомеханических параметров (оценки режимов ходьбы в естественных условиях, момента сил при стоянии, дифракционный центроиска-тель для суставов). В результате выполнения данной работы внедрены в серийное производство механизмы протезов бедра переменной структуры («Протэкс» Конструкторского бюро машиностроения, г. Коломна), разработанные предпосылки использованы в серийном производстве искусственных стоп и узлов протезов (Завод резино-технических изделий, г. Реутов, Научно-производственное объединение «Энергия» г. Калининград), корсеты с головодержателем выпускаются на Каунасском протезно-ортопедическом предприятии; протезы голени, бедра и после вычленения бедра с использованием указанных выше полуфабрикатов выпускаются в ЦНИИПП, на Московском протезно-ортопедическом объединении и протезно-ортопедических предприятиях России и ближнего зарубежья.

Публикация и обсуждение результатов работы. По теме диссертации опубликовано 190 печатных работ и сделано 97 научных докладов, а новизна материалов нашла отражение в 110 авторских свидетельствах на изобретения.

Объем и структура работы. Диссертация состоит из введения, 7 глав, основных выводов, списка литературы.

Результаты работы докладывались на Всемирных, Международных, Всесоюзных и Республиканских конференциях, конгрессах и школах:

Семинаре по электродинамике сплошных сред (Москва, 1982), III Всесоюзной конференции по проблемам биомеханики (Рига, 1983), III Всесоюзном совещании по робототехническим системам (Воронеж, 1984), Всесоюзном семинаре «Роботы и робототехннческие системы» (Москва, 1984), Семинаре по теории управления и оптимизации (Москва, 1985), Первой международной конференции «Достижения биомеханики в медицине» (Рига, 1986), Второй Всесоюзной конференции по педагогической психологии (Тула, 1982), Всесоюзной научно-практической конференции по развитию научного и технического творчества (Ташкент, 1983), Научно-практической конференции Западно-Сибирского философского общества АН СССР (Новосибирск, 1984), VI Всесоюзной конференции по управлению в механических системах (Львов, 1988), I Всесоюзной конференции по нелинейным колебаниям механических систем (Горький, 1987), I Всесоюзной конференции по механике и управлению движением шагающих машин - (Волгоград, 1988), Научно-практической конференции по эргономике периферийных устройств ПЭВМ'и социальным последствиям компьютеризации (Орел, 1988), XI Межрегиональном семинаре

«Эргономика и эффективность систем» «человек — техника» (Вильнюс, 1989), V Всесоюзной конференции по магнитным жидкостям (Плесс, 1988), Всесоюзной конференции «Проблемы биомеханики в спорте» (Москва, 1987), Всесоюзной конференции «Теория и практика обучения техническому творчеству» (Челябинск, 1988), Межвузовском научно-производственном Совещании «Вопросы робототехники в курсе теории механизмов и машин» (Москва, 1988), VIII Всесоюзной конференции «Проблемы биомеханики спорта» (Пенза, 1991), II—IV Всесоюзной школе — семинаре «Перспективы развития эргономической биомеханики» (Севастополь, 1987—1989), Всесоюзной конференции «Актуальные вопросы травматологии и ортопедии» (Рига, 1989), I Всероссийской конференции-ярмарке «Биомеханика на защите жизни и здоровья человека» (Н. Новгород, 1992), XI Международном конгрессе по биомеханике (Амстердам, Нидерланды, 1987), IX Международном симпозиуме по внешнему управлению конечностями человека (Дубровник, Югославия, 1987), Международной симпозиуме «Прогресс в биоинжиниринге» (Глазго, Шотландия, 1988), VII Конгрессе Международного общества электрофизиологической кинезиологии (Эшледе, Нидерланды, 1988), Международном Симпозиуме «Сотрудничество в области ортопедической хирургии, медицинской реабилитации, протезной техники» (Болонья, Италия, 1988), II Международном симпозиуме по компьютерному моделированию в биомеханике (Дэвис, США, 1989), XII Международном конгрессе по биомеханике (Лос-Анжелес, США, 1989), VI Международном симпозиуме по управлению движением (Албена, Болгария, 1989), I Европейском совещании керамического общества (Маас-тринт, Нидерланды, 1989), IX Международной Конференции по анализу и оптимизации систем (Антилес, Франция, 1990), X Международном симпозиуме по внешнему управлению конечностями человека (Дубровник, Югославия, 1990), XIII Международном конгрессе по биомеханике (Перт, Австралия, 1991), Европейской конференции «Физика для промышленности и промышленность для физики (Краков, Польша, 1991), VIII Конгрессе Европейского общества биомехаников (Рим, Италия, 1992), VI и VII Всемирных Конгрессах Международного общества протезистов и ортезистов ISPO (Кобе, Япония, 1989; Чикаго, США, 1992).

КРАТКОЕ СОДЕРЖАНИЕ РАБОТЫ

Глава 1. Аналитический обзор состояния вопроса.

Вопросы изучения антропоморфной ходьбы издавна привлекали (Леонардо да Винчи, 1540; ВогеН, 1679; Сеченов И. М., 1904; Ухтомский, 1927; Бернштейн Н. А., 1947;) и привлекают (Артоболевский И. И., 1969; Кобринский А. Е., 1974; Бессонов А. П., Умнов Н. В., 1975; Вукобратович М., 1976; Янсон X. А., 1975 и др.) внимание исследователей. Такой интерес обусловлен как стремлением создания на основе принципа шагания, транспортных средств повышенной проходимости, так и проблемами, связанными с восстановлением опорно-двигательного аппарата и протезированием нижних конечностей.

Протезирование основано на тесном взаимодействии биологических и технических наук и является одним из факторов, лежащих в основе возникновения бионики (Ахутин В. М., 1981). 6

Разработка функционального протеза, несмотря на существенное усложнение задачи, может быть осуществлена только на основе рассмотрения взаимодействия элементов системы «человек— протез (ортез)—среда». При этом возникает проблема по изучению биологического объекта — инвалида, с целью его сопряжения с техническим устройством — протезом, в единую биотехническую систему (Н. Винер, 1963). Оценивая сложность и своеобразие протезов И. И. Артоболевский в 1964 г. предложил ввести в классификацию механизмов новый класс, отражающий взаимодействие с биологическими объектами. В соответствии с классификацией биотехнических систем по функциональному принципу протезирование и коррекция функций двигательного аппарата относится к биотехническим системам медицинского назначения.

В результате ампутации человек теряет часть мышц. Для компенсации их дефицита необходимо развивать дополнительные усилия, что приводит к перегрузкам, увеличению удельной энергоемкости ходьбы и, как результат, к ряду нежелательных последствий для инвалида. Ходьба сопровождается вынужденными компенсаторными движениями и асимметрией. Наибольшее влияние на энергоемкость ходьбы оказывает вертикальная составляющая опорной реакции, коленный угол и разность длин конечностей (ВаЫег А., 1968; Гриценко Г. П., 1979, 1983).

При ходьбе на протезах бедра серийно выпускаемых конструкций отсутствует подгибание в коленном шарнире при опоре на протезированную конечность, а опорная реакция также отлична от нормы. Проблема обеспечения подгибания при ходьбе на протезе бедра неразрывно связана с обеспечением устойчивости при опоре на протезированную конечность — подкосо-устойчивостью. В подавляющем большинстве конструкций протезов бедра подкосоустойчивость достигается путем относа оси коленного шарнира назад на 0,02 м и больше так, чтобы линия действия силы, нагружающая протез при ходьбе проходила впереди этой оси. Однако это приводит к тому, что инвалид задевает носком стопы протезированной конечности при переносе за поверхность опоры (Гурфинкель В. С., 1950; Рощин Г. И., 1962 и др.). Поэтому приходится делать протезированную конечность короче сохранившейся. А это вызывает патологические изменения позвоночника и значительное увеличение энерготрат — до 30 % (ВаЫег А., 1968). При уменьшении величины относа оси коленного шарнира назад подкосоустойчивость обеспечивается путем прижатия культи к задней стенке гильзы бедра, но это затрудняет подгибание протеза (Покатилов А. К., 1974).

Вот почему исследователи стремятся обеспечить надежную устойчивость при опоре с помощью разнообразных конструкций коленных механизмов, которые условно можно разделить на две группы. В протезах бедра с коленными механизмами первого

типачустойчивость обеспечивается при воздействии на них силы веса (или силы мышц) инвалида (Подрезков В. Б., 1946; Greissinger G„ 1971; Prahl S., 1974; Smith S. A., 1979; Meqquse S„ 1979 и др.)- Второй тип коленных механизмов позволяет достигнуть устойчивость при опоре с помощью привода с внешним Источником энергии и системы управления (Якобсон Я- С. и др., 1969—1963; Шишмарев В. Ю. и др., 1972—1974; Horn G. W., 1963—1972; Summers G., 1967 и др.).

Для обеспечения расфиксации коленного механизма первого и второго типа инвалиду приходится частично снять нагрузку на протез, что по времени предшествует отталкиванию при опоре, когда формируется требуемый импульс силы для последующего движения инвалида вперед (Витензон Ф. С., 1982). Ходьба сопро; вождается компенсаторными движениями, не свойственными норме, когда расфиксация коленного сустава происходит при действии веса человека и момента, развиваемого мышцами (эффект непрямого действия мышц). Как показали исследования физиологов, отмеченный эффект является важным элементом ходьбы, так как приводит к улучшению отталкивания от опоры путем увеличения опорной реакции в период заднего толчка (Sutherland D. Н„ 1966; Витензон А. С., 1982).

Стремление уменьшить указанные недостатки привело к появлению и других точек зрения, в соответствии с которыми исключение относа оси коленного шарнира назад приводит к улучшению ходьбы (Гурфинкель В. С., 1950; Hoffman-Daimler, 1953; Lee W., 1976 и др.). Противоречивы мнения также относительно роли подгибания при ходьбе. Так, например, Saunders J., Inman V. Т., Eberhant Н. S. (1967) и ряд других исследователей утверждают, что подгибание является существенным фактором в уменьшении энерготрат, a Winter D. А. (1983) считает, что подгибание приводит к увеличению энерготрат при ходьбе.

По-видимому, вопросы рационального расположения коленного шарнира и подгибания в нем требуют специального изуче-ния^ Как показали работы ряда исследователей одним из эффективных методов изучения рационального расположения шарниров конечности и подвижности в них является метод математического моделирования (Морейнис И. Ш., 1962; Богомолов А. И., 1972; Гриценко Г. П., 1975; Клейн А. Б., 1983 и др.). Однако этот метод для рассмотрения в совокупности расположения центра вращения коленного шарнира и подгибания в нем до настоящего времени не применялся.

Одним из эффективных путей повышения функциональности протезов бедра является применение многозвенных коленных узлов. Однако, как показал анализ указанных узлов с помощью теории рациональных механизмов проф. Л. Н. Решетова (1967, 1982, .1985 гг.)—Все они обладают избыточными связями, что 8>

приводит к значительному росту реакций в кинематических парах. Как показали испытания, применяемые коленные механизмы нуждаются в серьезной доработке (Князева В. Н., Креч-мар С. И., 1965).

Открытым является также вопрос рационального расположения голеностопного шарнира.

Все применяемые конструкции протезов содержат упругие элементы. С одной стороны, параметры упругих элементов существенным образом влияют на энергетику ходьбы (Ро-щин Г. И. и др. 1961 г.). С другой стороны, отсутствуют какие-либо рекомендации по подбору упругих элементов в сочленениях протезов. По-видимому, решение этой проблемы позволит существенно улучшить эффективность протезирования. Стремление облегчить протезы нижних конечностей неразрывно связано с вопросом рационального распределения масс (Морейнис И. Ш., 1971), и вопросами прочности элементов протезов (Рощин Г. И., 1963), которые в настоящее время являются недостаточно проработанными. Важным аспектом является нагружение протеза в реальных условиях с учетом работы его на циклическую нагрузку. В этой связи существенным является разработка специальных стендов.

Большое место в номенклатуре протезно-ортопедических изделий занимают ортопедические аппараты. Вопросы рационального построения ортопедических аппаратов, обоснования подвижности в них также являются открытыми и требуют специального изучения.

Создание новых типов протезов (ортезов) осуществляется в настоящее время преимущественно на интуитивно-эмпирическом уровне. Попытки перейти к научно-обоснованному методу показали эффективность подхода, но носят пока еще фрагментарный характер (Морейнис И. Ш., 1971). Вышесказанное свидетельствует о сложности проблемы, которая требует проведения многоплановых целенаправленных исследований, базируясь на общем методологическом подходе. Проведенный аналитический обзор позволил сформулировать цели и задачи исследования, приведенные выше.

Глава 2. Функционално-биомеханический метод совершенствования системы «человек — протез (ортез) — среда».

На первом этапе свойства нижней конечности человека представляются в виде функционально-механических показателей. Однако полученный банк данных не может быть использован для создания протезов в полной совокупности. В соответствии с принципом построения бионических структур, сформулированным N. ИасЬеузку в 1943 г., конструкция созданная природой, 2—7440 9

является простейшей из возможных структур или конструкций, способных выполнять данную функцию или группу функций. В соответствии с изложенным, более простая по сравнению с естественной конечностью "конструкция протеза всей совокупности функций конечности человека выполнить не может. Возникает противоречие: с одной стороны, для уменьшения компенсаторной перестройки организма инвалида и успешной реализации биотехнической системы, необходимо приблизить функциональность протезированной конечности к естественной, а с другой стороны современное" развитие науки и техники не позволяет это осуществить. В этой связи предлагается принцип ранжированного повышения функциональности протезов, в соответствии с которым; с учетом уровня и возможностей науки и техники решается вопрос частичного повышения функциональности протезов путем реализации наиболее важных, в данных условиях, биомеханических характеристик.

Функционально-биомеханические * показатели нижней конечности человека рассматриваются в обе фазы: опоры и переноса. Например, для фазы опоры они образуют одну совокупность: подгибание в коленном суставе, передний толчок, задний толчок, подкосоустойчивость, ротация, пронация, супинация и подвижность в сагиттальной плоскости в суставах, эффект непрямого действия мышц, обратная связь, демпфирование ударов, рекуперация энергии, активные и пассивные моменты в сочленениях, формирование перемещения общего центра масс и т. п. Для фазы переноса другая совокупность: функциональное укорочение конечности позволяет осуществить перенос конечности над опорной поверхностью, подстройка под темп ходьбы (изменение инерционных характеристик конечности, изменение вязкоупругих характеристик в сочленениях, синхронизация работы мышц синергистов и антагонистов), подтормаживание в сочленениях, попятное движение звеньев конечности, организация постановки конечности на опорную поверхность и т. п. Строится матрица функциональных биомеханических свойств нижней конечности человека и анализируются способы их реализации в протезе нижней конечности. На входе матрицы рассмотрены функционально-биомеханические показатели, которые, посредством операций, подвергаются соответствующим изменениям, позволяющим выполнить требуемый локомоторный акт. Далее рассматриваются способы реализации функционально-биомеханических свойств на выходе. " Проводится анализ реализации указанных способов известными в науке и технике средствами. Для этого изучается научная и патентная информация, каталоги различных фирм мира. В результате формируется картина степени проработанности вопроса реализации функционально-биомеханических показателей, устанавливается различная плотность распределения, работ, открывающая мало: 10 ...... - ■ • - - - -

Рис. 1. Информационно-логическая структура функционально-биомеханического метода

системы-«человек — протез (ортез) — среда».

проработанные области и белые пятна, позволяющая проследить тенденции по разработке узлов протезов. Для изучения отдельных функционально-биомеханических показателей используется математическое моделирование и биомеханические исследования (рис. 1).

Поскольку универсальные математические модели достаточно сложны для реализации, они разрабатываются для каждой из отдельных групп проблем. Рассматриваются две основные проблемы: расположения шарниров и подвижности в сочленениях. Изучаются моменты сил в сочленениях, подвижность, за-рессоренность, степени свободы. Используются критерии оптимизации: минимум энерготрат, функциональная длина, устойчивость, симметрия (кинематическая, динамическая и работы мышц обеих конечностей). Результаты математического моделирования изучаются путем проведения биомеханических исследований с использованием тех же критериев. Измеряются меж-звенные углы, опорные реакции, подограмма, траектории перемещения точки приложения опорной реакции и перемещения общего центра масс.

На основе полученных предпосылок ранжированно вычленяются функционально-биомеханические показатели, которые предполагается реализовать в первую очередь. Далее осуществляется структурный синтез узла, на который возлагается реализация выбранных функционально-биомеханических показателей. Для структурного синтеза используется теория конструирования рациональных механизмов (Л. Н. Решетов, 1967), и разработанный нами метод перехода с микро- на макроуровень, включающий соответствие физических эффектов на микроуровне механическим устройствам на макроуровне. Поскольку протезы нижних конечностей собираются с учетом индивидуальных особенностей протезируемого, существенным фактором для реализации последнего составляют технологические устройства для сборки протезов нижних конечностей с учетом индивидуальных параметров инвалида. Разработана их классификация. Существенным элементом, который проявляется в протезе, являются функциональные устройства сопряжения протеза с человеком. По функционально-биомеханическим признакам они служат для соединения протеза с человеком в единую систему. Создание современных протезов невозможно без учета указанных факторов. Рассмотрим более детально отдельные, наиболее значимые фрагменты указанного метода.

2.1. Теоретические предпосылки построения системы «человек — протез (ортез) — среда»

Проблема рационального построения протезов и ортезов нижних конечностей рассмотрена с разных позиций. В совокупности рассмотрено влияние расположения центра вращения ко-12

ленного шарнира и подгибания в нем на энерготраты при ходьбе; влияние расположения центра вращения коленного шарнира: на функциональную длину протезированной конечности в фазу переноса; на движение центра масс при выходе из подгибания; на устойчивость в фазу опоры на протезированную конечность.

Для этого, на основе работ В. В. Белецкого (1982), разработана математическая модель опорно-двигательного аппарата инвалида при ходьбе на протезе бедра с управляемым коленным механизмом. При моделировании скелетно-мышечная система инвалида представлена как плоская биокинематическая цепь, состоящая из инерционных элементов: туловища и двух нижних конечностей, состоящих из бедра, голени и двух невесомых стоп. Бедро сохранившейся конечности соединено с голенью посредством коленного шарнира, а бедро протезированной конечности соединено с голенью посредством невесомого звена, на конце которого расположен коленный шарнир. Этому звену, образующему с бедром некоторый угол, можно придавать любое фиксированное значение из диапазона от 0 до 360° (рис. 2). Аналогичным образом осуществляется моделирование выноса голеностопного шарнира.

Предполагается, что туловище и звенья ног абсолютно жесткие, соединены между собой плоскими одноосными шарнирами без трения, имеют постоянные положения центров масс и постоянные моменты инерции, масса звена равна массе соответствующего сегмента конечности, связи между звеньями стационарные и голономные. Конфигурация модели задается с помощью семи обобщенных координат: пяти угловых — определяющих отклонение звеньев нижних конечностей и туловища от вертикали, и двух декартовых — определяющих координаты тазобедренного сустава. Из геометрических соображений установлена взаимосвязь между углами наклона бедра и голени протезированной конечности относительно вертикальной оси при различном расположении центра вращения коленного шарнира. Составлена система уравнений Лагранжа 2-го рода, связывающая компоненты опорных реакций и суставные моменты с обобщенными координатами и их производными. Критерием качества походки служит функционал энерготрат, представляющий собой суммарную работу обобщенных сил за двойной шаг (Белецкий В. В., 1973; Формальский А. М., 1983; Бербюк В. Е., 1987.)

Для анализа походки использован биомеханический функционал энерготрат:

где <7, и, р, — моменты сил, действующие относительно тазобедренного, коленного и голеностопного шарниров;

а, р, ф, aj3 — обозначения углов (указаны на рис. 1);

Е — энерготраты за двойной шаг. '• ■"• -":"

Использование функциойала энерготрат и разработанной модели позволило установить взаимосвязь между величиной энерготрат и расположением оси коленного шарнира (рис. 3),а также влияние при этом подгибания на энерготраты. Относ оси коленного шарнира назад в существующих схемах построения протеза бедра является энергетически невыгодным. Отсутствие подгибания в коленном-шарнире в фазу опоры на протезированную конечность вызывает дополнительные энерготраты, составляющие 13—17%. При отсутствии подгибания энерготраты увеличиваются с ростом величины смещения оси коленного шарнира относительно естественного расположения. Оптимальным с точки зрения минимума энерготрат является расположение Оси коленного шарнира на линии Микулича, т. е. естественное расположение.

Аналогичным образом установлена взаимосвязь энерготрат с расположением оси голеностопного шарнира (рис. 4). Так, например, при расположении оси голеностопного шарнира в зоне между двумя концентрическими окружностями, центры1 которых совпадают с осью голеностопного'шарнира, радиусами (0,015 м и 0,03 м) более энергетически эффективным является" подъем оси голеностопного шарнира вверх.

С помощью. математического моделирования исследовано влияние расположения центра вращения коленного шарнира протеза бедра с управляемым коленным механизмом на функциональную длину (расстояние от тазобедренного сустава до носка стопы) протезированной конечности при переносе. Полу-Í4

. е.д*

/ж

/ гю \

X / геа \ /

гзо \ г /

УЯЬ \ ^^^

'/-1--

220 г/в \уЧ--8ИЯ

гоо 1--0-

. ад «0

Г ' .г" ' ' * .,!,.„■ 1..... .,, 1....... . ?, 1 -.-,„

■2,3-1,7 -1,1 -0,3 0 0,5 1,1 1.7 г,3 у^ад

<-0

(-1: Ю п

е=/ Ю'А ОЧ-ЧОм

Г ? 3 с -.ои'Г:

Рис. 3. Зависимость знерготраг при Рис. 4. Зависимость энерготрат при ходьбе на протезе нижней конечно- ходьбе на протезе нижней конечности от расположения коленного шар- сти от расположения голеностопного ннра. . шарнира.

чена аналитическая зависимость, связывающая проекцию функциональной длины протезированной конечности на вертикальную ось с величиной и углом выноса центра вращения коленного шарнира. Изучено влияние расположения центра вращения коленного шарнира на устойчивость при опоре на протезированную конечность (подкосоустойчивость) и движение общего центра масс модели. Момент сил в коленном шарнире, необходимый для обеспечения устойчивости при опоре, уменьшается с относом центра вращения коленного шарнира назад относительно его естественного расположения, "функциональная длина протезированной конечности уменьшается- при выносе оси коленного шарнира вперед1 а для того, чтобы ходьба сопровождалась минимальными затратами энергии инвалида, следует располагать центр вращения коленного шарнира на месте, соответствующем Центру вращения коленного сустава, обеспечив при этом подгибание в нем. Получены количественные соотношения для рассмотренных зависимостей, которые использованы при разработке протезов. " ... ... ......

2.2. Обоснование параметров вязкоупругих элементов в сочленениях протезов.

В основе итерационно-биомеханического подбора упругих элементов по результатам биомеханических испытаний при ходьбе инвалида на протезе нижней конечности с узлом исследуемой конструкции, при изученных предварительно характеристиках упругих элементов, используемых в ней, (в соответствии с принципом симметрии), оценивается требуемая жесткость упругих элементов в шарнирных соединениях.

Для оценки упруговязких свойств сочленения человека на практике использован метод затухающих колебаний, в частности, для оценки указанных параметров голеностопного сочленения [30]. Испытуемые прыгали с возвышения из ортоградной позы на динамометрическую платформу, погрешность измерения вертикальной составляющей реакции опоры составляет не более +5%, собственная частота колебаний — не менее 200 Гц. Варьирование уровнем энергии опорного взаимодействия осуществлялось изменением высоты, с которой прыгали испытуемые. При проведении эксперимента регистрировались кривые вертикальной составляющей опорной реакции и кривые изменения углов в суставах испытуемого. При обработке результатов эксперимента тело человека моделировалось выведенной из равновесия линейной колебательной системой с сосредоточенными параметрами.

Значения резонансной частоты свободных колебаний системы и логарифмического декремента затухания колебательной системы определялись по динамограмме вертикальной составляющей силы реакции с помощью аппаратурного комплекса. Анализ результатов эксперимента показал, что средние значения коэффициента жесткости мышечно-сухожильных структур голеностопного сочленения изменяются в пределах (2,493+0,57—2,867+ +0,889)104 Н/м.

Для измерения параметров упругих сочленений протезированной конечности нами разработаны и изготовлены статические и динамические стенды, с помощью которых устанавливается взаимосвязь закона изменения угла в исследуемом сочленении с деформацией упругого элемента. На основе биомеханических испытаний ходьбы инвалида на протезе с упругим элементом получают закон изменения угла. Далее строится развертка деформации упругого элемента при ходьбе испытуемого во времени. Снимается характеристика упругого элемента и определяется взаимосвязь его деформации с нагрузкой. Воспользовавшись полученными кривыми и исключив из них параметр «деформация» получаем закон изменения реально действующей на упругий элемент нагрузки при ходьбе инвалида на протезе данной конструкции. Полагая, что известен закон изменения угла в сочленении, соответствующий рациональной ходьбе и используя 16

взаимосвязь «угловое перемещение — линейная деформация упругого элемента, определяем развертку гипотетической деформации упругого элемента во времени, которая позволит частично нормализовать ходьбу. Располагая реальным законом изменения нагрузки, действующей на упругий элемент при ходьбе и полученной разверткой изменения деформации упругого элемента во времени, обеспечивающей нормализацию изменения угла в рассматриваемом шарнире, строим развертку жесткости упругого элемента. Производится итерация процесса выбора жесткости упругого элемента, которая определяется целями и задачами исследования, но в качестве исходного выбирается подобранное значение жесткости упругого элемента. Разработана пятизвенная модель ходьбы, у которой буфера обладают вязкоупругими свойствами и моделируются с помощью элемента Кельвина-Фойгхта, состоящего из параллельно соединенного демпфера и упругой пружины [29]. С помощью метода параметрической оптимизации определены коэффициенты жесткости и вязкости, минимизирующие функционал энерготрат. В результате реализации модели установлено, что выигрыш энерготрат за счет введения упругих элементов, составляет 11—15%.

Для обеспечения приближения движения протезированной конечности к норме в фазе переноса рассмотрена модель в виде плоского двухзвенного физического маятника с заданным в инерционной системе координат движением точки подвеса ноги. Длина голени, связанная с кулисным коленным механизмом зависит от углов в коленном шарнире.

На основе уравнений движения, с учетом управления в сочленениях, составлена программа по управлению движением протеза бедра с кулисным коленным механизмом, позволяющая обеспечить приближение закона движения протезированной конечности в фазе переноса к норме. Получен требуемый закон изменения коэффициента вязкости в коленном шарнире, приближающий движение протезированной конечности к норме.

В результате проведенных исследований установлены количественные соотношения, связывающие масс-инерционные характеристики пациентов и биомеханику ходьбы с вязкоупругими параметрами сочленений, которые использованы при разработке протезов.

2.3 Структурный синтез полицентрических коленных механизмов.

Построение механизмов протезов.

Проблема рационального построения протезов и подвижности в сочленениях на практике упирается в ряд противоречивых положений. Рассмотрим, например, вопрос рационального расположения коленного шарнира с позиции различных критериев:

а) для обеспечения переноса протезированной конечности над опорой необходимо выносить ось коленного шарнира вперед; 3—7440 17

б) для обеспечения устойчивости при опоре необходимо стремиться относить ось коленного шарнира назад;

в) с позиции минимума энерготрат инвалида необходимо располагать ось коленного шарнира на оси коленного сустава, обеспечив подгибание в нем;

г) для увеличения приращения аппликаты общего центра масс при выходе из подгибания необходимо стремиться вынести центр вращения коленного шарнира вперед.

Разработка управляемого коленного механизма, обеспечивающего устойчивость при опоре на протезированную конечность, позволит удовлетворить одновременно только некоторым из условий а — г, поскольку указанные условия противоречивы. Поэтому положение оси коленного шарнира может быть выбрано в каждом конкретном случае в зависимости от предъявляемых к протезу требований и возможности их технической реализации. По-видимому, одним из путей удовлетворения в комплексе перечисленных условий является использование полицентрических коленных шарниров. Указанный путь использован природой при конструировании суставов. В настоящее время наиболее распространенной простой и надежной разновидностью полицентрических коленных шарниров являются четырехзвенные коленные механизмы с вращательными кинематическими парами. Проанализировав указанный механизм с помощью теории рациональных механизмов Л. Н. Решетова установлено, что четырехзвенный коленный механизм с вращательными кинематическими парами характеризуется серьезным недостатком: наличием избыточных связей. Число степеней свободы такого механизма равна — 2, т. е. в соответствии с теорией Л. Н. Решетова нагрузка на звенья значительно увеличивается, что приводит к его преждевременному выходу из строя. Если у шарнирного четырехзвенника свра-щательными кинематическими парами 5 класса заменить одну из них на цилиндрическую поступательную 4-го класса, число степеней свободы полученного механизма будет равно—1. Таким образом статическая неопределимость механизма уменьшится на единицу. В результате произведенного структурного синтеза получен кулисный механизм, относящийся к классу шарнир-но-рычажных, у которого имеется только одна (вместо двух) избыточная связь. Путем последующей замены еще одной пары пятого класса на пару третьего, представляется возможным перейти к статически определимому механизму с числом степеней свободы -{-1. Синтезированный механизм избавлен от избыточных связей и не требует для своего изготовления высокой точности сборки механизма в целом. При этом достаточно обеспечить требуемую точность изготовления отдельных кинематических пар. До настоящего времени кулисные механизмы в качестве узлов протезов ни в отечественной ни в зарубежной практике не применялись. 18

Для обеспечения равенства длин обеих конечностей инвалида и улучшения беспрепятственного переноса протезированной конечности над опорой необходимо провести метрический синтез структурно синтезированного кулисного коленного механизма, обеспечив при этом движение носка стопы протезированной конечности по сложной кривой. Получена зависимость, связывающая величину зазора между носком стопы протезированной конечности и опорной поверхностью с параметрами протеза бедра. В результате метрического синтеза функциональное укорочение протеза бедра с кулисным коленным механизмом в фазу переноса при соблюдении равенства длин конечностей составляет 0,052 м, является биомеханически оправданным и значительно превышает укорочение, реализуемое при ходьбе на протезах бедра, содержащих в качестве коленного механизма известные аналоги, что делает ходьбу инвалида более уверенной, в особенности по пересеченной местности, а также в протезах на вычленение бедра, для которых облегчение переноса протезированной конечности над опорой является актуальной задачей.

Синтезированный кулисный коленный узел относится к классу шарнпрно-рычажных механизмов. Применяемые в качестве коленных узлов протезов шарнирные четырехзвенники также относятся к этому классу. Использование в протезостроении другой разновидности плоских шарнирно-рычажных механизмов — кривошиппо-ползунных позволило получить новое свойство: в интервале переноса за счет перемещений ползуна, соединенного с балансировочным грузом в звене протеза «голень — стопа» изменяется положение центра масс, а следовательно и величина момента инерции, что имеет место при движении соответствующих сегментов естественной конечности. В указанной конструкции налицо следующее противоречие: с одной стороны в протезостроении наметилась тенденция уменьшения массы протеза, с другой стороны в протезе дополнительно устанавливают груз. А это приводит к увеличению массы протеза. С помощью кулисного коленного механизма возможно устранить указанное противоречие. Для этого достаточно соединить ползун кулисного механизма с трубкой голени, тогда роль груза выполняет трубка голени со стопой, обладающие достаточной массой, что особенно эффективно для протезов после вычленения бедра.

Учитывая, что частота колебаний голени в норме составляет в среднем 0,8 Гц можно отметить, что наиболее предпочительны-ми характеристиками обладает синтезированный кулисный коленный узел, для которого частота свободных колебаний голени со стопой 0,792 Гц, в то время как четырехзвенные шарнирные коленные узлы обладают меньшими частотами колебаний. Снижение износа шарнирных соединений в коленном механизме, помимо избавления от избыточных связей, представляется возможным за счет уменьшения реакций в кинематических парах при 3* 19

метрическом синтезе. Синтезированный кулисный механизм послужил основой для разработки нового тазобедренного модуля для протеза после вычленения бедра. На его основе синтезированы механизмы протезов переменной структуры, получившие в дальнейшем и самостоятельное развитие.

Таким образом, предложенный подход позволяет синтезировать сочленения протезов при любом уровне ампутации.

Глава 3. Испытательные стенды для оценки параметров элементов системы «человек — протез (ортез) — среда»

Для оценки параметров элементов системы «человек — протез (ортез)—среда» разработана гамма стендов, обусловленных различным типом действия нагрузок и различной конструкцией узлов.

Характеристики упругих элементов протезов на основе резин и полимеров имеют присущий им вид петли гистерезиса, расхождение ветвей которой зависит в больших пределах от времени приложения действующих нагрузок. Поскольку время нагрузки на упругий элемент может изменяться от нескольких миллисекунд при ходьбе и беге до нескольких минут при стоянии, измерение их жесткости необходимо производить с учетом временных условий нагружения. С этой целью были разработаны и изготовлены два типа устройств: статического и динамического типа. В первом из них имитируется длительное, во втором — кратковременное нагружение. В обоих устройствах упругий элемент или модуль нижней конечности исследуется в условиях, аналогичных условиям ходьбы на протезе. Измеряемая нагрузка разной продолжительности. осуществляется посредством сбрасывания груза с различных высот на пружины сжатия с различной жесткостью, через которые импульс момента силы передается на рычаг, воздействующий на исследуемую упругую связь.

Определенные с использованием полученных данных значения динамической и статической жесткостей различны, и использованы для расчета биомеханики искусственной стопы в различных режимах: при ходьбе с учетом действия динамических нагрузок и при стоянии с учетом статических нагрузок.

Разработана гамма гидравлических и электромеханических стендов для испытания протезно-ортопедических изделий на -циклическую нагрузку. В основе закона нагружения — кривые, полученные в результате проведения биомеханических исследований.

Таким образом, разработанные стенды позволили получить характеристики элементов протезов (статические и динамические), а также явились основой для прочностных исследований элементов системы «человек — протез (ортез)—среда». "20

Глава 4. Вопросы прочности механизмов протезов.

Создание современных протезов рациональной массы неразрывно связано с проблемой прочности. Однако, очень мало работ посвящено этому вопросу, что объясняется рядом факторов: сложностью расчетов системы «человек — протез (ортез)—среда», необходимостью создания специальной аппаратной базы для измерений, сложностью конструкций протезно-ортопедических изделий (сложность формы, разнородные материалы, различные параметры испытуемых и т. п.).

Одним из наиболее широко применяемых и наименее изученным элементом протезов нижних конечностей являются искусственные стопы. Для их расчета нами использован метод конечных элементов.

Анализ напряженного состояния показывает, что при соизмеримых модулях упругости основного материала и вкладыша, по-лиуретановая оболочка стопы воспринимает относительно большие напряжения (до 0,1 кг/мм2). При значительной разнице в модулях упругости основную нагрузку несет материал вкладыша, практически полностью разгружая полиуретан (кроме места приложения нагрузки). Показано, что напряжения, возникающие в искусственной стопе при переднем толчке, значительно меньше, чем при заднем толчке. Исследовалось напряженное состояние стопы протеза нижней конечности в случае изменения расположения вкладыша. Вследствие даже незначительного смещения вкладыша в нижние слои полиуретана максимальные главные напряжения в нем значительно уменьшаются (в нашем случае на 30%). Значительное влияние на напряженное состояние протеза нижней конечности оказывает протяженность зоны крепления стопы. В случае уменьшения этой зоны максимальные главные напряжения в основном материале и особенно во вкладыше заметно возрастают. Анализируя напряженное состояние нормальной и плоскостопой стопы, можно сделать следующие выводы: в нормальной стопе, по сравнению с плоскостопой преобладают изгибные явления, о чем свидетельствуют более высокие растягивающие контурные напряжения по подошве и более низкие сжимающие напряжения по верхнему контуру стопы. Тот же вызод подтверждает распределение напряжений в средней части стопы. Распределение напряжений в пяточной части стопы практически одинаково в обоих случаях.

Другим способом оценки одного из наиболее нагруженного узла протеза нижней конечности — искусственной стопы является метод фотоупругости. Модель стопы изготовлена из оптически чувствительного материала (полиуретановая резина) с модулем упругости Ест — 60 кг/см2. Исследования проводились методом фотоупругости на плоских моделях, соответствующих по геометрии продольному профилю стопы в среднем сечении с уменьше-

нием размеров по сравнению с натурой в 2 раза. Использовано уравнение перехода от оптической картины интерференционных полос к напряжениям в модели. Полученные данные удовлетворительно коррелируют с данными, полученными расчетным путем.

С целью обоснованного выбора рациональных сечений и материалов несущих модулей протезов нижних конечностей с позиции прочности, массы, унификации разработана методика расчетной оценки и проведен сопоставительный анализ трубчатых несущих модулей, применяемых в протезостроении. На основе рассмотрения сложного напряженного состояния несущего модуля, решена задача об оптимальном, по критерию прочности, соотношении толщины стенки и диаметра несущего модуля.

Дальнейшее развитие технологии скелетирования приемных гильз нашло отражение в создании приемных гильз каркасного типа (Никоненко Н. Г., 1981). Однако при создании приемных гильз указанного типа возникает следующее противоречие: с од-;ной стороны, для удовлетворения приведенным выше требованиям необходимо обеспечить скелетирование гильзы, с другой стороны, при увеличении процента скелетирования значительно снижаются прочностные свойства гильзы. Таким образом, проблема обеспечения надлежащей прочности гильзы является одной из определяющих при ее разработке. Нами проведена предварительная оценка максимально возможного скелетирования приемной гильзы. Расчет проведен методами строительной механики для статически неопределимых конструкций с учетом того, что расчетная схема гильзы представлена в виде рамы. Определен максимальный процент скелетирования, составляющий примерно 30%. Полученный подход положен в основу разрабатываемых скелетированных и каркасных гильз протезов бедра, что особенно актуально для гериатрических больных. Аналогичным образом произведены прочностные расчеты создаваемых ортопедических аппаратов, полицентрических коленных узлов протезов, соединений ортезов, механизмов протезов переменной структуры, котировочных устройств и других протезно-ортопедических изделий, представляющих собой элементы системы «человек — протез (ортез) — среда», что позволило повысить их прочность и снизить массу.

Глава 5. Протезы нижних конечностей с внешними источниками

энергии. .

В результате ампутации человек теряет часть сврих мышечных энергоресурсов. Современные функциональные протезы нижних конечностей без использования внешних источников энергии не могут в полной мере обеспечить дефицит энергоресурсов, что '22

приводит к перегрузке и гипертрофии сохранившейся конечности. Восполнение мышечных энергоресурсов возможно только путем использования внешних источников энергии. К настоящему времени накоплен опыт создания экспериментальных образцов для нижних конечностей с использованием внешних источников энергии. Для дальнейшего развития данного направления нами классифицированы известные направления и намечены новые. Подход построен на том, что в данной проблеме доминирующим является биомеханический фактор, определяющий походку инвалида. Приближение закона движения к норме н уменьшение перегрузки инвалида при ходьбе на протезах с внешними источниками энергии возможно следующим образом.

A. Использование внешнего источника энергии для прямой (непосредственной) реализации движительной функции:

А1 — в фазу опоры;

А2 — в фазу переноса;

АЗ — комбинированное (в фазу опоры и в фазу переноса).

B. Использование внешнего источника энергии для опосредованной реализации движительной функции:

В1 — в фазу опоры;

В2 — в фазу переноса;

ВЗ — комбинированное (в фазу опоры и в фазу переноса).

Проанализируем положительные и отрицательные стороны указанных направлений.

Первый из подходов (А1) в значительной степени позволяет снизить перегрузки инвалидов при ходьбе, но сопряжен с увеличенным энергопотреблением.

Второй из подходов (А2) характеризуется улучшением биомеханики ходьбы и требует значительно меньших затрат энергии. Недостаток — сложность управления и незначительное снижение перегрузок инвалида, поскольку энерготраты в фазу переноса и опоры находятся в соотношении, близком к 1:4.

Реализация направления (В) путем использования внешнего источника энергии для опосредованной реализации движительной функции позволяет более рационально использовать мышечные ресурсы инвалида при относительно небольшом энергопотреблении. Недостаток — невозможность в полной мере энергетически обеспечить двигательный акт.

В качестве примера (В1) можно привести разработанный нами подход по реализации эффекта непрямого действия мышц. Коленный шарнир протеза бедра запирается посредством электромеханического устройства, потребляющего энергию от внешнего источника. При замкнутом коленном шарнире в фазу опоры поворот осуществляется относительно голеностопного шарнира по круговой кривой радиуса Я/определяемого как расстояние между голеностопным и тазобедренным шарнирами. В определенную фазу шага по сигналу от датчика голеностопного угла происхо-

дит импульсное управление коленным шарниром протеза — он размыкается и движение тазобедренного шарнира происходит уже по другой траектории, определяемой поворотом голени Ьг относительно голеностопного шарнира О и одновременным движением бедра относительного коленного шарнира 021 по кривой радиуса — происходит приращение аппликаты перемещения общего центра масс, кинетический момент системы изменяется, что вызывает увеличение опорной реакции (аналог заднего толчка) (рис. 5). На это затрачивается лишь небольшая часть энергии внешнего источника. Происходит уменьшение энерготрат инвалида и асимметрии ходьбы.

Оба из рассмотренных направлений ¡(А, В) представляют интерес и содержат в себе нереализованные резервы. Биомеханические исследования ходьбы инвалидов на протезе бедра с внешним источником энергии, частично реализующим задний толчок, и использованный в случае А1 с функциональным коленным узлом, реализующим подгибание, даже без внешнего источника энергии, показали его эффективность. Для конструкций указанного типа предложен алгоритм подбора упругих элементов в сочленении, а также разработано устройство, позволяющее формировать импульс с требуемыми характеристиками в фазу заднего толчка. В частности, для инвалида массой 70 кг при росте 1,7 м величины жесткостей отделов искусственной стопы, эквивалентные норме и полученные с помощью предложенного алгоритма, составляют 68Нм/рад для заднего и 355Нм/рад для переднего, жесткость, буфера в коленном сочленении может быть постоянной до окончания выхода из цодгибания (до конца опоры на всю ,24

стопу — 40—43% времени двойного шага) и составляет 149 Нм/рад, а в период сгибания в коленном шарнире (КШ) величина жесткости равна 51,6 Нм/рад. В случае протеза бедра с подгибанием и буферным механизмом в КШ, реализующим функцию изменения жесткости буфера по установленному закону, работа привода равна 7,84 Дж, и потребная мощность привода может быть снижена дополнительно на 28%.

Проведенный анализ позволил выявить основные тенденции развития протезов с внешними источниками энергии, реализовать наиболее перспективные из них в конкретные конструкции, обосновать основные параметры протезов и принципы их построения, снизить мощность привода в одном из сочленений (голеностопном) за счет повышения в другом сочленении (коленном), впервые реализовав эффект непрямого действия мышц, что является основой для создания протезов с внешними источниками энергии — протезов будущего.

Глава 6. Практическая реализация элементов системы «человек — протез (ортез) — среда»

Реализацию полученных в предыдущих главах предпосылок на практике условно можно разбить на следующие группы:

6.1 При совершенствовании системы «человек — протез (ор-тез) — среда» и ее элементов мы столкнулись с тем, что в целом ряде случаев в литературе отсутствует требуемая информация. Отсутствуют и методы измерения требуемых параметров. Поэтому, на первом этапе, нами была разработана и изготовлена аппаратура для измерения биомеханических параметров ходьбы и протезированной конечности. К ним следует отнести устройство для дифференцированного измерения количества шагов в естественных условиях, которое позволило собрать информацию о режимах ходьбы инвалидов по различным группам. Сказанное является существенным аспектом при разработке протезов, поскольку для лиц, ведущих более активный образ жизни необходимы более функциональные протезы. На его основе предложен способ оценки асимметрии ходьбы и бега в естественных условиях (А. С. 1560092). Разработано устройство для определения моментов сил в суставах конечности (А. С. 1286161). Разработано устройство для измерения профиля поверхности, позволяющее определить микронеровности покрытия (А. С. 643749). Предложено устройство для измерения статической зарессоренности взаимной подвижности отделов голеностопных узлов протезов нижних конечностей во всех плоскостях как в голеностопном, так и плюснефаланговых сочленениях (А. С. 1398857). Для исследования динамических характеристик разработано другое устройство, улучшающее качество подбора; буферов с учетом динами-

ческого фактора (А. С. 1442208). Принципы, заложенные в устройство, являются логическим развитием работ по динамике испытаний (А. С. 633974, 633975).

Для оценки расположения мгновенного центра коленного сустава разработан способ, основанный на дифракции (А. С. 1268149).

Одним из основных видов крепления протезов бедра является вакуумный. Он во многом определяет ходьбу пациента и зависит от подгонки протеза. Однако не существует устройств для измерения вакуума в приемной гильзе в динамике. Нами разработано и успешно применяется такое устройство (А. С. 1718906).

6.2 На основе изложенных предпосылок и измерений разработана гамма голеностопных узлов протезов нижних конечностей.

Новая конструкция голеностопного узла обеспечивает равномерность движения переката через стопу и повышает боковую устойчивость при опоре на протез (А. С. 1409258). Пронационно-супинационная подвижность стопы при боковом перекате реализована в другой конструкции стопы (А. С. 1338856). Центральная амортизация и боковая подвижность в фазе опоры при ходьбе воплощена в серийно выпускаемой полиуретановой стопе (А. С. 1338856). Разработана конструкция голеностопного шарнира, обеспечивающего зарессоренную подвижность во всех плоскостях при использовании обуви с различной высотой каблука (А. С. 1600759), (А. С. 1454450).

В основу новой конструкции голеностопного узла положена интересная закономерность биомеханики стопы человека: начало переноса через носочный отдел с момента отрыва пятки совпадает с фронтальным движением туловища, что в сочетании с движением в голеностопном суставе обусловливает латерально расположенную ось переката через плюснефаланговое сочленение. В то же время, с момента отрыва пятки от опоры, телу человека придается вертикально вверх направленное ускорение, при этом напрягается задняя группа мышц опорной конечности, облегчение работы которых оправдывает целесообразность расположения наклонной оси переката плюснефалангового сочленения ближе к центру голеностопного сустава по отношению к более удаленной поперечной оси, перекат относительно которой происходит в последующие фазы после сообщения телу человека определенного количества движения. В предложенной конструкции решается задача антропоморфного переката (А. С. 1498490).

6.3 Разработана также гамма коленных узлов протезов бедра.

Синтезирован четырехзвенный коленный механизм с вращательными кинематическими парами, улучшающий подкосоустой-чивость и снижающий асимметрию (А. С. 1454448). На его основе разработан коленный механизм с ротацией в трансверсальной плоскости (А. С. 1323100). На основе предпосылок, приведенных в предыдущих главах, с использованием теории конструирования

рациональных механизмов впервые синтезирован кулисный коленный механизм, обеспечивающий требуемое функциональное укорочение в фазу переноса, изменение момента инерции, приближенное к норме, уменьшение реакции в кинематических парах, улучшение частотных характеристик (А. С. 1138151) и его модификации для инвалидов с длинной культей бедра (А. С. 1466738). Впервые разработан коленный механизм, реализующий подгибание в фазу опоры на протезированную конечность (А. С. 1175472). В другой конструкции протеза бедра с подгибанием достигнуто повышение подкосоустойчивости при ходьбе в усложненных условиях путем исключения основного сгибания в коленном узле. При ходьбе в усложненных условиях по скользкой поверхности, вброд, по снегу, обеспечивается под-косоустойчивосгь путем переключения протеза на второй режим работы, при котором исключается основное сгибание в коленном узле (А. С. 1729508).

Остаточные возможности культи в фазу переноса используются путем согласования разгибательных движений культи с давлением на пелот (А. С. 1627173).

6.4 Разработана гамма протезов бедра с внешними источниками энергии, предпосылки создания конструкции которых приведены выше.

Представляет интерес конструкция протеза бедра, реализующего задний толчок. В фазу переноса энергия от электропривода накапливается в пружине и передается с помощью гибкой тяги искусственной стопе для реализации заднего толчка (А. С. 1607799). В другой конструкции протеза бедра реализуется гамма свойств: эффект непрямого действия мышц, подкосоус-тойчивость в фазу опоры при любом расположении коленного шарнира, функциональное укорочение при переносе. В ряде конструкций используются датчики углов, система управления, источник питания и различные типы исполнительных механизмов (А. С. 1175471; 1157290; 1146038; 1189708; 1124964; 1088717). Разработан принципиально новый протез бедра с автоподстройкой под темп ходьбы, в основе которого лежит изменение параметров магнитной жидкости под действием магнитного поля. Биомеханические исследования показали высокую эффективность конструкции.

6.5 Для инвалидов с ампутацией после вычленения бедра разработан протез после вычленения бедра. В указанной конструкции тазобедренный узел выполнен в виде кулисного механизма, установленного в трубке бедра. Во время ходьбы при сгибании и разгибанци тазобедренного узла изменяется -функциональная длина протеза. Упругие элементы способствуют демпфированию ударов и выносу протеза вперед (А. С. 1600758). -

6.6 Существенным элементом в .протезе являются юстнровоч-

ные устройства, позволяющие строить протезы с учетом индивидуальных особенностей протезируемых.

Для облегчения корректировки схемы построения протеза после его сборки, в него введены кинематически связанные друг с другом элементы, которые выпускаются серийно в составе коленного модуля с подгибанием (А. С. 1489754). Другая конструкция юстировочного устройства является «Отто Бокк» — совместимой и предварительно напряженной (А. С. 1391642). Для обеспечения возможности протезирования при контрактуре культи и возможности уменьшения контрактуры в процессе пользования протезом разработано юстировочное устройство (А. С. 1553116).

6.7 Разработана гамма конструкций ортопедических аппаратов.

Для обеспечения биомеханической сопряженности движений в голеностопном суставе конечности со сгибанием шин в этой области разработан ортопедический аппарат с упругими боковыми стержневыми шинами (А. С. 1489755). Повышение устойчивости пациента во фронтальной плоскости достигнуто в конструкции аппарата с упругими медиальными и латеральным стержнями (А. С. 1489750). Улучшение толчковой функции конечности достигнуто в новой конструкции ортопедического аппарата (А. С. 1489757). Обеспечение биомеханической сопряженности движений коленных сустава и шарнира существенно улучшает антропоморфность походки. В конструкции коленного шарнира головки шин бедра и голени перемещаются одна относительно другой, обеспечивая биомеханическую сопряженность движения коленного сустава. Это позволяет обеспечить фиксацию обеих головок под действием вертикальной нагрузки от веса инвалида н расфиксацию головок при снятии нагрузки в фазу переноса (А. С. 1560186). Уменьшение энерготрат и асимметрии ходьбы больного в аппарате за счет ограничения подвижности в сагиттальной плоскости и обеспечение зарессоренной рациональной подвижности в тазобедренном шарнире в трансверсальной плоскости в ортопедическом аппарате на нижнюю конечность достигается за счет нового упругого металлического вертлуга с кронштейном в виде шарнира Гука. Это повышает устойчивость во фронтальной плоскости и обеспечивает балансирование туловищем для более уверенной ходьбы (А. С. 1468525). Повышение пластичности и уменьшение размеров аппарата достигается с помощью предложенной конструкции голеностопного шарнира (А. С. 1245309). Повышение подкосоустойчивости в процессе эксплуатации аппарата при одновременном улучшений его кос-метичности и повышение долговечности достигается в ортопедическом аппарате (А. С. 1215692). Повышение антропоморфности ходьбы путем регулирования жёсткости носковой части узла в сагиттальной и фронтальной плоскСютях реализуется в голеностопном узле ортопедического аппарата, Конструкция позволяет

увеличить продольную составляющую опорной реакции и величину заднего толчка, что приводит к более легкому выносу конечности для осуществления шага и облегчению переката через носковый отдел стопы (А. С. 1586704). Подгибание в коленном шарнире, хорошо зарекомендовавшее себя в конструкциях протезов бедра, описанных выше, реализовано и в конструкции ортопедического аппарата на нижнюю конечность. Эффективность консервативного лечения и ортезирования с использование^ данной конструкции повышается, что ведет к улучшению социально-трудовой реабилитации больных вялым параличом. Они быстрее возвращаются к общественно-полезному труду и жизнедеятельности (А. С. 1577787).

6.8 Разработаны средства малой ортопедии. В частности, предложен ортез, обеспечивающий дозированную коррекцию положения головы и демпфирование ее колебаний при ходьбе у пациентов с переменными, в ходе лечения, масс-инерционными и антропометрическими параметрами тела. Таким образом достигаются наиболее благоприятные в каждом конкретном случае условия для консервативного лечения (А. С. 1584940). Растяжение и фиксация позвоночника достигается с помощью устройства, содержащего вытяжной механизм (А. С. 1602519). Изменение, в зависимости от темпа ходьбы, конфигурации и жесткости свода стопы достигается в конструкции ортопедической стельки, что облегчает ходьбу (А. С. 1570723). Предложена обувь для инвалидов с парными ампутациями верхних конечностей. Обувь содержит застежки, выполненные из нигинолового сплава, обладающего эффектом памяти формы. Чтобы растегнуть обувь достаточно нагреть пластины, которые при этом изменяют свою конфигурацию (А. С. 1651836).

6.9 Предложены некоторые решения узловых вопросов технологии при изготовлении протезов.

В частности, впервые разработан принципиально новый способ получения слепков при изготовлении протезно-ортопедических изделий, позволяющий повысить точность изготовления слепков путем исключения их повреждения при многократном использовании оболочки, выполненной на основе полиуретана с эффектом памяти формы. После размещения разогретой оболочки на сегменте тела ее подформовывают по этому сегменту. После остывания полученный негатив снимают с сегментов тела, заливают гипсом, отверждают последний и вновь нагревают негатив до 50—60 °С, при этом он восстанавливает свою первоначальную форму и легко снимается со слепка без нарушения его целостности. После этого оболочку охлаждают до 20—30 °С. Снятая оболочка имеет форму заготовки, ее можно многократно использовать для изготовления слепков, снимаемых с сегментов тела других пациентов. При этом способе повышается культура производства гипсослепочных работ, уменьшается доля тяже-

лого труда, экономится материал для получения негативов (А. С. 1630815). Разработан способ изготовления облицовочных оболочек протезов из полимерных материалов (А. С. 1134195, 1158425,1168427).

6.10 Разработаны различные вспомогательные устройства:

а) для массажа:

В одной из конструкций повышается эффективность воздействия за счет послойного регулирования вязкости (А. С. 1629059), в другой — эффективность повышается путем гибкого регулирования вязкости наполнителя по заданному закону и регулирования градиента вязкости между сосудами в заданном диапазоне. При наступании пациентами на сосуды их эластичные стенки растягиваются и масса деформируется, что создает требуемое высокое давление на стопу (А. С. 1635991). Регулирование глубины воздействия и сокращения времени процедуры массажа достигается с помощью специальных устройств (А. С. 1627178, 1595515).

б) для управления и тренировок:

Для инвалидов с дефектами верхних конечностей с ампутацией плеча на уровне средней трети функциональным протезом предложен узел управления (А. С. 1664308). Для повышения эффективности обучения разработан тренажер операторов систем управления, содержащий блок цветовых и звуковых аналогий. За счет разгрузки сенсорных каналов происходит дополнительный контроль правильности выполнения операций (А. С. 953652).

Таким образом, на основе теоретических предпосылок на практике разработаны различные аспекты системы «человек — протез (ортез) —среда», позволяющие во всей совокупности повысить ее степень совершенствования.

Глава 7. Экспериментальные исследования системы «человек — протез (ортез) — среда».

Проверка теоретических предпосылок и конструктивных ре-тений по совершенствованию системы «человек — протез (ортез) — среда» относительно степени нормализации выполнения требуемого локомоторного акта с помощью предложенных конструкций протезов и ортезов. осуществлена путем проведения сравнительных биомеханических исследований. Биомеханические исследования при ходьбе в различных режимах проводились с помощью трехшарнирных гониометров для регистрации меж-звенных углов, динамографических платформ для регистрации опорных реакций и подографии для определения временных характеристик шага. Таким же путем произведена оценка роли подгибания при ходьбе и основных теоретических положений. Приведем несколько наиболее интересных результатов. 30

Рис. 0. Графики изменения кинематических и динамических параметров в течение цикла двойного шага (на протезе бедра с коленным узлом двойного действия, допускающим зарессорешюе подгибание в начале опоры на протез).

7.1. В целях объективного сравнения ходьбы на протезе бедра с коленным узлом двойного действия и ходьбы на протезе бедра с обычным одноосным коленным узлом, а также ходьбы в норме были проведены соответствующие биомеханические исследова* ния. Представлены осредненные графики изменения временных, кинематических и динамических параметров в течение цикла двойного шага (рис. 6).

Биомеханические испытания протезов бедра с коленным узлом двойного действия на группе инвалидов выявили следующее: воспроизводится нормальная гониограмма колена, что облегчает перекат на стопе и обеспечивает плавность поступательного перемещения туловища; уменьшаются вертикальные перемещения общего центра масс, энерготраты снижаются на 12—16%; нет необходимости прилагать разгибательный момент культей бедра при наступании на протез, что дополнительно способствует снижению утомления при ходьбе; при наступании протезом на опору, благодаря аммортизации переднего толчка путем зарессорен-ного подгибания, инвалид не ощущает толчка в тазовый пояс и позвоночник; в связи с тем, что ось коленного шарнира вынесена вперед от линии, соединяющей центры тазобедренного сустава

и голеностопного шарнира, частично достигается беспрепятственный перенос протеза над опорой, что позволяет изготавливать лротез равной длины со здоровой ногой; данный протез допускает увеличение скорости ходьбы; гарантируется подкосоустойчи-вость при наступании на опору; при наступании каблуком на опору ускоряется прислаивание к ней всей стопы; усиливается отталкивание протезом от опоры за счет доразгибания колена при выходе из положения подгибания; за счет выноса оси коленного шарнира вперед [(и соответственно, смещения назад общего центра масс голени со стопой) ускоряется выброс ноги при разгибании; время от начала переката на носке до наступания второй ногой практически одинаково для протезированной и сохранившейся конечностей и составляет примерно 5,8% от периода двойного шага (Т), время от начала переката на носке обычного протеза до наступания сохранившейся ногой практически равно нулю; время двойной опоры в конце переката на носке протеза составляет 12,4% от Т, в обычных протезах бедра— 15% от Т, а в норме—11,7%. Таким образом, время двойной опоры по сравнению с обычным протезом уменьшилось на 17%; значительно увеличивается симметрия движения и улучшается в целом рисунок ходьбы; снижается вариативность кинематических и динамических показателей.

7.2. Для оценки степени влияния подгибания на характеристики ходьбы рассмотрена ходьба здорового испытуемого, одна из конечностей которого в некоторой степени имитирует протезированную— отсутствует подгибание при опоре. При этом использована возможность гибкой перестройки стереотипа ходьбы испытуемых после соответствующей тренировки под требуемый стереотип, с помощью физического моделирования. В отдельных экспериментах коленный сустав одной из конечностей блокировали механически с помощью шин. Установлено, что ходьба без подгибания приводит к перегрузке сохранившейся конечности на 17%. Увеличиваются общие энерготраты на 13—15%. При отсутствии подгибания при опоре на протезированную конечность вертикальная составляющая опорной реакции в период переднего толчка при опоре увеличивается, что говорит в пользу амортизационной функции подгибания.

7.3 Анализ ходьбы с подгибанием позволил установить его природу. В частности, в начале фазы опоры голень энергично поворачивается относительно голеностопного сустава, бедро в этот момент относительно сустава практически не поворачивается, а переносится параллельно самому себе. Бедро как бы запаздывает в абсолютной системе координат, в которой голеностопный сустав связан с опорной поверхностью, относительно голени. Так образуется подгибание. При этом отсутствуют попятные движения бедра. Голень замедляет вращение относительно голеностопного сустава, а бедро в этот момент ускоренно вращается 32

относительно коленного сустава. Конечность выпрямляется. Происходит бросок тела вместе с бедром вперед. Для этого сначала образовалось подгибание и произошла «зарядка» мышц. Это использовано в конструкции протеза бедра с управляемым коленным механизмом. Биомеханические исследования ходьбы на протезе бедра с управляемым коленным механизмом проводились с включенной и выключенной системой управления. При включенной системе управления обнаружилась некоторая нормализация характеристик ходьбы: закон изменения меж-звенного коленного угла несколько приближается к норме: в начале периода опоры на протезированную конечность появляется угол 13—17°, присущий подгибанию; уменьшается максимальная амплитуда коленного угла на стороне сохранившейся конечности. При ходьбе на протезе бедра с включенной системой управления уменьшается попятное движение бедра, что свидетельствует о более свободном движении голени вперед. Одновременно изменяется вся структура подограммы, что находит отражение в увеличении коэффициента ритмичности до 0,95. Фиксация коленного узла происходит при подаче импульса от датчика коленного угла, а расфиксация — от датчика, установленного в голеностопном шарнире,способствуя возникновению заднего толчка. Наблюдаемый эффект отмечается на графике изменения опорных реакций как второй пик, для которого приращение вертикальной составляющей опорной реакции составляет около 21%. При ходьбе на протезе с включенной системой управления происходит снижение энерготрат на 27—31%. Испытуемые положительно оценили протез: в момент расфиксации коленного шарнира ощущается толчок и облегчается движение вперед при ходьбе.

7.4 Основным видом крепления протезов бедра во всем мире является вакуумное крепление, во многом определяющее возможность эффективного пользования протезом. Однако не существует в практике в настоящее время методов оценки вакуумного крепления. Традиционные методы и средства оценки давления в гильзе бедра не могут быть применены на протезно-ортопедических предприятиях из-за громоздкости и инерционности. Для этой цели нами разработано измерительное устройство, которое содержит датчик давления, соединяющийся с полостью гильзы, регистратор и источник постоянного напряжения (А. С. 1718906). С помощью устройства регистрируются колебания давления в приемной гильзе с целью оценки режима функционирования вакуумного крепления, что продиктовало необходимость проведения контроля давления под культей в практике протезирования как целесообразного компонента обеспечения должного режима вакуумного крепления протеза.

7.5 Биомеханические исследования ходьбы на ортопедических аппаратах.

- Варьируя-различными сочетаниями:разработанных, модулей можно - построить 8 вариантов .модульного аппарата с односторонними шинами на,всю ногу, каждьпг из которых показан при различных поражениях опорно-двигательного- аппарата. Проведены- сравнительные биомеханические исследования ходьбы -больных в новом'аппарате АН8М-0 и в аппарате АН8-24 с двух-.сторонними шинами, выпускаемом серийно. Целью, этих исследований' являлась сравнительная оценка эффективности ходьбы ■в. аппаратах различных .конструкций по .трем параметрам:, реализуемой подвижности в голеностопном, коленном и тазобедренном суставах, опороспособности конечности в аппарате,, симметрии ходьбы.

Анализ полученных результатов показал, что разгибание в тазобедренном суставе (ТБС) пораженной - конечности при ходьбе в. новом аппарате происходит более равномерно, в то время как при ходьбе в аппарате АН8-24 этот, же „угол имеет ступенчатый характер. При ходьбе в аппарате АН8М-0 осуществляется разгибание в ТБС,сохранившейся конечности, наряду с этим -увеличивается второе подошвенное . сгибание-в, голеностопном •суставе (ГСС) на сохранившейся стороне. В вертикальных составляющих опорых реакций протезированной конечности отличий нет. Таким образом, анализ исследований; показал, что при ходьбе в аппарате с односторонними шинами АН8М-0 улучшаются кинематические характеристики ходьбы. .:. - . -, ■ ■ Необходимо также отметить, что по. сравнению с серийным -аппаратом, содержащим стальные двусторонние шины, существенно уменьшена: масса нового аппарата (в среднем на 0,6 кг).

Лабораторные и эксплуатационные испытания разработанного аппарата АН8М-0 дали основание рекомендовать его для внедрения в протезную промышленность..

Таким образом, экспериментальные исследования системы «человек — протез(ортез) — среда» подтвердили высокую эффективность предложенных подходов: снижается масса протезов и ортезов, повышается их функциональность и прочность, при ходьбе на разработанных конструкциях прослеживается общая тенденция: улучшается рисунок походки, повышается ее симметрия, снижается перегрузка мышц протезированной (ортезиро-. ванной) конечности, уменьшаются .энерготраты. Инвалиды положительно оценили предложенные конструкции протезов и ортезов, это позволило им вернуться к общественно-полезному труду, --спорту, к полноценной жизни. 'Г ''•..' . "

ЮСНОВНЫЕ РЕЗУЛЬТАТЫ И ВЫВОДЫ

К На основе- многокритериального рассмотрения системы-«человек (юртез) —среда» разработана теоретическая основа их : построения — функционально-биомеханический метод моделиро- . вания, с помощью которого установлена взаимосвязь располо-. жения шарниров конечности, подвижности и вязкоупругости в них- с антропометрическими характеристиками пациентов, биомеханикой и энергетикой ходьбы. Впервые реализовано новое направление построения протезов бедра и голени,-основанное на минимизации энерготрат инвалида, улучшении статики опорно-двигательного аппарата, кинематики и динамики ходьбы.

— Установлено рациональное положение коленного шарнира. Оказалось, что расположение центра вращения коленного шар-, п.фа на месте, соответствующем усредненному центру вращения -коленного сустава, является энергетически оптимальным. Обнаружено, что момент сил необходимый для обеспечения устойчивости при опоре, уменьшается с относом центра вращения колен-, ного шарнира назад относительно его естественного расположения, а расстояние, определяющее беспрепятственный перенос: протезированной конечности над опорой от тазобедренного сустава до носка стопы уменьшается, при выносе оси коленного шарнира вперед.

— Определено рациональное расположение голеностопного шарнира. Так,-при расположении оси голеностопного шарнира в-зоне между двумя концентрическими: окружностями, центры которых совпадают с ■ осью голеностопного шарнира, радиусами-0,0015' м и 0,02 м энергетически рациональным является подъем оси голеностопного шарнира вверх. При расположении голеностопного шарнира между окружностями от 0,02 м-до 0,05 м энергетически рациональным является вынос голеностопного шарнира вперед и вверх на угол 30—50° с горизонталью.

2. Создан метод оптимизации вязко-упругих элементов и подвижности в сочленениях протезов и ортезов, позволяющий, уменьшить энерготраты инвалида и увеличить симметрию ходьбы. - —

— Оказалось, что реализация подгибания с помощью механизмов переменной структуры в коленном шарнире в диапазоне 8—21° уменьшает энерготраты при ходьбе на 13—17%. Установлена взаимосвязь -параметров вязкоупругих элементов в коленном и голеностопном сочленениях протезов с энергетикой ходьбы. Рационально подобранные вязкоупрутие параметры в коленном сочленении уменьшают энергетику ходьбы на И—15%, в голеностопном сочленении— на 8—9%.

3. Разработано и впервые реализовано новое направление по созданию активных протезов нижних конечностей нового поколения с внешним источником энергии, основанное па биомехани^,

ческом эффекте непрямого действия мышц. В конструкции реализовано подгибание, облегчен перенос протезированной конеч-чости над опорой, увеличивается опорная реакция при выходе из подгибания на 20%, энерготраты при ходьбе уменьшаются на 30%. Установлена взаимосвязь параметров управляемого коленного механизма с антропометрическими характеристиками инвалида. Для практических целей разработаны номограммы.

— Обоснованы параметры протеза бедра с приводом для создания активного момента в голеностопном шарнире и подгибанием в коленном шарнире. Получены значения жесткостей упругих элементов, которые необходимо установить в сочленениях протезов для оптимизации ходьбы. Так, для пациента ростом 1,7 м, весом 70 кг, при скорости ходьбы 4 км/час жесткость упругого элемента для заднего отдела стопы 1,2 Нм/град, жесткость упругого элемента в коленном шарнире 149 Нм/град — 51 Нм/град.

4. Разработано новое направление по применению новых физических принципов в протезировании:

— созданы адаптивные протезы бедра на основе изменения параметров магнитной жидкости под действием магнитного поля, обеспечивающие автоподстройку параметров протеза под темп ходьбы инвалида. Получен закон управления протезированной конечностью в коленном шарнире в фазе переноса, позволяющий приблизить движение протезированной конечности к норме и уменьшить энерготраты. Установлены количественные параметры для вязкости и упругости в коленном сочленении и их взаимосвязь с параметрами пациентов и биомеханикой ходьбы.

— На основе эффекта памяти формы для полиуретанов создана новая технология снятия слепков, позволяющая повысить культуру производства и точность изготовления слепков при многократном использовании оболочки; разработаны новые ни-тиноловые крепления ортопедической обуви.

— На реомагнитном эффекте разработано крепление протезов.

5. Разработаны устройства для измерения параметров системы «человек — протез (отрез)—среда»: для измерения биомеханических параметров ходьбы, бега, стояния — устройства для измерения режимов ходьбы, бега и симметрии ходьбы в естественных условиях, для измерения моментов сил при стоянии, дифракционные центроискатели для суставов, измерители профиля поверхности, устройства для измерения статической и динамической зарессоренности шарниров протезов, устройства для измерения динамики изменения вакуума в приемной гильзе при ходьбе, разработаны испытательные стенды для нагружения узлов протезов и измерения их параметров: устройства для динамических и циклических испытаний, с помощью которых обоснованы прочностные параметры элементов системы «человек—-про-. 36

тез (ортез)—среда»: тазобедренные, коленные, голеностопные, несущие модули протезов и ортезов.

6. На основе предложенных подходов реализованы и внедрены в практику протезирования механизмы протезов нижних конечностей переменной структуры, впервые воспроизводящие кинематику ходьбы на стороне протезированной конечности по закону, близкому к норме. Предложена совокупность критериев для синтеза механизмов протезов и ортезов: уменьшение функциональной длины, приближение к норме частоты свободных колебаний протезированной конечности: уменьшение реакций в кинематических парах; приближение к норме закона изменения момента инерции протезированной конечности; уменьшение массы протеза при повышении его прочности и функциональности.

В основе структурного синтеза полицентрических узлов протезов впервые применена теория конструирования рациональных механизмов, позволяющая уменьшить число избыточных связей.

Синтезированные узлы протезов и ортезов обладают мировой новизной и по ряду параметров превосходят существующий уровень. Так, например, кулисный коленный механизм позволил:

— уменьшить число избыточных связей и снизить на 20% реакции в кинематических парах;

— обеспечить зазор между протезированной конечностью и опорой при переносе до 0,05 м, что в 3—4 раза превосходит укорочение, достигаемое известными аналогами;

— приблизить закон изменения момента инерции, а также частоту свободных колебаний голени со стопой протезированной конечности к норме (0,79—0,81 Гц);

— реализовать подгибание бедра относительно голени на требуемый угол и устойчивость при опоре на протезированную конечность, обеспечив расположение центра вращения коленного механизма, соответствующее теоретическим предпосылкам.

Разработка, исследование и внедрение функционально-биомеханического метода совершенствования системы «человек — протез (ортез)—среда» и их элементов позволила перевести создание протезно-ортопедических изделий на более высокий качественный уровень: осуществлен переход от преимущественно интуитивно-эмпирического к научно-обоснованному, концептуальному синтезу элементов протезов и ортезов. Биомеханические испытания предложенных устройств подтвердили их высокую функциональность и эффективность.

Список работ, опубликованных по теме диссертации

1. Биомеханические предпосылки нормализации коленного угла при ходьбе на протезе бедра—В сб. Тезисы докладов III Всесоюзной конференции по проблемам биомеханики. Т. 2.— Рига, 1983, с. 74—75 (в соавторстве с Мо-рейнисом И. Ш.).

2. Управляемые электромеханпнеские коленные механизмы при ходьбе;на протезе бедра. —В сб.: Тезисы докладов III Всесоюзной конференции по проблемам биомеханики, Т. 2.— Рига, 1983, с.'75—76 (в соавторстве с Морейнисом И. Ш.). ' ' '

■ 3. Математическая модель колейного сустава. — «Протезирование и'про-тезостроенне» сб. трудов вып. 66, М-, ЦНИИПП, 1983, с. 117—127 (в соавторстве с Никитиным Н. Г., Широковым В. А., Ярхо И. И.).

4. Биомеханические предпосылки к построению протеза бедра с управляемым коленным механизмом. — «Протезирование и протсзостроение» сб: трудов вып. 66, М., ЦНИИПП, 1983, с. 81—86 (в соавторстве с Морейни-сом И. Ш.). -. .

5. Схема построения протеза бедра с управляемым коленным механизмом. — «Протезирование и протезостроение» сб. трудов вып. 68, М., ЦНИИПП, 1984, с. 142—143.

6. Математическое моделирование ходьбы на протезе бедра с управляв1 мым коленным механизмом. — «Протезирование и протезостроение» сб, трудов вып. 68, М„ ЦНИИПП, 1984, с. 106—117.

7. Динамический анализ работы шарнирно-рычажных коленных механизмов.— «Протезирование и протезостроение» сб. трудов вып. 69, М., ЦНИИПП, 1984, с. 99—112 (в соавторстве с Никитиным Н. Г., и Мореннп-сом И. Ш.).

8. Перемещение антропоморфного устройства с управляемым коленным механизмом. — В сб.: Тезисы докладов третьего Всесоюзного совещания по робоготехпическим системам. — Воронеж, 1984, ч. 3, с. 122—124 (в соавторстве с Морейнисом И. Ш. и Никитиным Н. Г.).

9. Анализ движений звеньев протеза бедра с полицентричсскимн коленными механизмами в фазу переноса. — «Протезирование и протезостроеппе» сб. трудов вып. 70, М., ЦНИИПП, 1984, с. 71—77 (в соавторстве с Никитиным Н. Г., Морейнисом И. Ш., Мурадовым Э. С.).

10. Исследование ходьбы на протезе с управляемым электромеханическим коленным узлом. — «Протезирование и протезостроение» сб. трудов вып. 71, М., ЦНИИПП, 1985, с. 123—137 (в соавторстве с Никитиным Н. Г., Морейнисом И. Ш.).

11. Протез бедра с кулисным коленным механизмом. — Протезирование и протезостроепие» сб. трудов вып. 73, М., ЦНИИПП, 1985, с. 107—120 (в соавторстве с Морейнисом И. Ш., Никитиным Н. Г.).

12. Дискретная система управления электромеханическим коленным механизмом протеза бедра. — «Дискретные системы обработки информации», сб. трудов, Ижевск, ИМИ, 1983, с. 115—120.

13. Оптимизация характеристик ходьбы на протезе бедра с использованием управляемых коленных механизмов. — «Протезирование и протезостроение» сб. трудов вып. 74, М., ЦНИИПП, 1986, с. 94—107.

14. Методика оценки и подбора жесткости упругих элементов в шарнирных соединениях протезов нижних конечностей. — «Протезирование и проге-зостроенпе» сб. трудов вып. 74, М., ЦНИИПП, 1S86, с. 107—117 (в соавторстве с-Кужекиным А. П., Бербкжом В. Е., Душиным С. И.).

15. Протез бедра с управляемым коленным механизмом. — В кн.: Медицинская биомеханика. Тезисы докладов международной конференции «Достижения биомеханики в медицине», т. 4, Рига, 1986, с. 565—569 (в соавторстве с Васешшым В. А.).

16. Биотехническая система «человек-—протез» и пути повышения ее эффективности. — В кн.: Медицинская биомеханика. Тезисы докладов международной конференции «Достижения биомеханики в медицине», т. 4, Рига, 1986, с. 565—569 (в соавторстве с Кужекиным А. П.).

17. Оценка роли подгибания в коленном суставе при ходьбе. — «Протезирование и протезостроение» сб. трудов вып. 75, М., ЦНИИПП, 1986, с. 96— 106 (в соавторстве с Кужекиным А. П., Гриценко Г. П., Свечкопал Е. Н.).

18. Перемещение общего центра масс тела человека при ходьбе. — «Протезирование и протезостроенне» сб. трудов вып. 75, М., ЦНИИПП, 1986, с. 115—122 (в соавторстве с Никитиным Н. Г., Морейнисом И. ÜL).

19. Влияние расположения осп коленного шарнира на энерготраты при ходьбе па протезе - бедра. — «Протезирование и протезостроенне» сб. трудов вып. 76, М„ ЦНИИПП, 1986, с. 75—80.

20. Оценка параметров динамических связей в сочленениях протезов нижних конечностей. —■ «Протезирование и протезостроенне» сб. трудов вып. 77, М„ ЦНИИПП, 1987, с. 113—125 (в соавторстве с Кужекиным А. П., Доб-ровым И. Н., Ситенко А. Н.).

21. Синтез жесткостных характеристик в сочленениях бедра с подгибанием на основе аппроксимации параметров движения.— «Протезирование и протезостроенне» сб. трудов вып. 78, М„ ЦНИИПП, 1987, с. 111—125 (в соавторстве с Кужекиным А. П., Добровым И. Н., Ситенко А. П.).

22. Структурный синтез функциональных узлов протезов нижних конечностей.— «Протезирование и протезостроенне» сб. трудов вып. 79, М., ЦНИИПП, 1987, с. 98—110 (в соавторстве с Кужекиным А. П., Добровым И. Н., Ситенко А. Н.).

23. Пути снижения мощности электропривода моторизованного протеза нижней конечности. — «Протезнрозапие и протезостроенне» сб. трудов вып. 79, М., ЦНИИПП, 1987, с. 118—129 (в соавторстве с Кужекиным А. П., Сосновпм М. Ii.).

24. Измерение давления в приемной гильзе бедра.— «Протезирование и протезо.троеппе» сб. трудов выи. 79, М., ЦНИИПП, 1987, с. 129—134 (в соавторства с Ефимовым В. А., Лукьяновым Е. К., Вольдейтом А. В.).

25. Кршермальная оценка степени нормализации ходьбы па протезах.— «Протсзпрова. не и протезостроенне» сб. трудов вып. 80, М., ЦНИИПП, 1987, с. 69—74 (в соавторстве с Кужекиным А. П., Жилиным Л. А., Свечко-пал Е. Н.).

2(5. Медихо-гехшкескис предпосылки конструирования приемных гильз протеза бедра для инвалидов пожилого возраста. — «Протезирование и протезостроенне» сб. трудов вып. 81, М, ЦНИИПП, 1988, с. 47—55 (в соавторстве с Саиыановым Б. М., Головиным В. С.).

27. Меюднка сравнительной оценки биомеханических характеристик ходьбы.— «Протезирование и протезостроенне» сб. трудов вып. 81, М., ЦНИИПП, 1988, с. 76—84 (в соавторстве с Кужекиным А. П., Добровым И. Н., Ситенко А. П.).

28. Ортопедический аппарат с односторонними шинами. — «Протезирование и протезостроенне» сб. трудов вып. 81, М., ЦНИИПП, 1988, с. 121—128 (в соавторстве с Суховерховой А. И., Спиваком Б. Г., Прозоровским-Ременпи-ковым Л. А. н др.).

29. Математическое моделирование ходьбы па протезе бедра с податливостью звеньев. — «Протезирование и протезостроенне» сб. трудов вып. 82, М„ ЦНИИПП, 1988, с. 68—76 (в соавторстве с Бербюком D. Е.).

30. Ог.сака упруговязкнх свойств голеностопного сочленения. — «Протезирование и ¡фотезостроение» сб. трудов вып. 83, М., ЦНИИПП, 1988, с. 88—95 (в соавторстве с Дышко Б. А.).' . , ' ' - . *

31. Управление движением протеза бедра в фазу переноса. — «Протезирование и протезостроенне» сб. трудов вып. 83, М., ЦНИИПП, 1988, с. 101 — 109 (в соавторстве с Васепиным В. А., Астаповым И. С., Свечкопал Е. Н.).

32. Динамика системы «человек — протез—окружающая среда». — «Протезирование н протезостроенне» сб. трудов вып. 84, М., ЦНИИПП, 1988, с. 19—33 (в соавторстве с Кужекиным А. П., Душнным С. И.).

33. Обоснование критерия качества ходьбы в норме па основе закона перемещения. ОЦМ.— «Протезирование и протезостроенне» сб. трудов вып. 84, М., ЦНИИПП,- 1988, с. 58—64 (в, соавторстве с Кужекиным А. П., Добровым И. Н., Ситенко А. Н.). . . . .

34. Исследование влияния схемы построения ортопедического аппарата при ходьбе.— «Протезирование и протезостроение» сб. трудов вып. 84, М., ЦНИИПП, 1988, с. 70—79 (в соавторстве с Пластиннным М. В., Новиковым В. И., Суховерховой А. И.).

35. Экспериментальная оценка сустава качения.—«Биомеханические исследования в травматологии и ортопедии», М., ЦИТО, 1988, с. 75—81 (в соавторстве с Марковым Ю. А., Кавешниковым А. И., Никитиным Н. Г., Федоровым В. Н.).

36. Оптимизация характеристик звеньев робототехннческих систем методом сечений. — В сб.: Тезисы докладов шестой Всесоюзной конференции по управлению в механических системах, Львов, 1988, с. 176 (в соавторстве с Кужекиным А. П.).

37. Исследование нелинейных колебаний транспортных средств с помощью механических цепей. — В сб.: Тезисы докладов Всесоюзной конференции «Нелинейные колебания механических систем», ч. 2— Горький, 1987, с. 199—200 (в соавторстве с Солодарем И. М.).

38. Управление движением антропоморфного шагающего аппарата с активной толчковой функцией.— В сб.: Тезисы докладов первой Всесоюзной конференции по механике и управлению движением шагающих машин, Волгоград, 1988, с. 24—25 (в соавторстве с Кужекиным А. П., Сосновым М. Б.).

39. Реализация непрямого действия мышц в шагающих машинах с управляемым коленным механизмом. — В сб.: Тезисы докладов первой Всесоюзной конференции по механике и управлению движением шагающих машин, Волгоград, 1988, с. 64—65.

40. Исследование движения шагающих машин с помощью механических цепей.—-В сб.: Тезисы докладов первой Всесоюзной конференции по механике и управлению движением шагающих машин, Волгоград, 1988, с. 60—61 (в соавторстве с Солодарем И. М.).

41. Использование особых режимов светозвуковой и вибротактильной индикации для повышения эффективности системы «человек — машина — среда»— В сб.: Тезисы докладов XV Межрегионального семинара «Эргономика и эффективность систем «человек — техника», Вильнюс, 1989, с. 70—73 (в соавторстве с Миркиным А. С., Зайцевым В. С., Малютиным Б. И.).

42. Об использовании реологических эффектов в управлении антропоморфной ходьбой. — В сб.: Тезисы докладов V Всесоюзной конференции по магнитным жидкостям, т. 1, — Москва, 1988, с. 10—11 (в соавторстве с Астаповым И. С., Васениным В. А., Свечкопал Е. Н.).

43. Обратимость некоторых законов развития технических систем.— В сб.: Тезисы докладов Всесоюзной конференции «Теория и практика обучения изобретательскому творчеству», Челябинск, 1988.

44. Особенности применения законов развития технических средств в биотехнических системах. — В сб.: Тезисы докладов Всесоюзной конференции «Теория и практика обучения изобретательскому творчеству», Челябинск, 1988, с. 75-77.

45. Теоретические предпосылки синтеза новых технических решений в протезировании. — Серия «Протезирование и протезостроение», Обзорная информация ЦБНТИ МСО РСФСР, вып. 3, М, 1989, 22 с.

46. Предпосылки артродезирования при аномалии развития нижней конечности на основе математического моделирования.—«Протезирование и протезостроение» сб. трудов вып. 85, М„ ЦНИИПП, 1989, с. 37—39 (в соавторстве с Дусмуратовым М. М., Никитиным Н. Г.).

47. Структурный анализ ходьбы в норме и паталогии. — «Протезирование И протезостроение» сб. трудов вып. 85, М., ЦНИИПП, 1989, с. 78—82 (в соавторстве с Кужекиным А. П., Добровым И. Н.).

48. Структурный синтез шарнирно-рычажных механизмов. — «Протезирование и протезостроение» сб. трудов вып. 85, М., ЦНИИПП, 1989, с. 94—100 (в соавторстве с Душиным С. И.).

49. Исследование ходьбы человека с помощью математического .моделирования.— В сб.: «Проблемы биомеханики в спорте», М., 1987, с. 93—94 (в соавторстве с Кужекиным А. П.).

50. Применение метода конечных элементов для расчета искусственной стопы протеза нижней конечности. — «Протезирование и протезостроенне» сб. трудов вып. 88, М., ЦНИИПП, 1990, с. 69—82 (в соавторстве с Головиным В. С., Гусевым Ю. С.).

51. Методика расчета и сопоставительный анализ прочности несущих модулей протезов нижних конечностей. — «Протезирование и протезостроенне» сб. трудов вып. 77, М., ЦНИИПП, 1987, с. 130—143 (в соавторстве с Головиным В. С., Бажиной В. С., Ситенко А. Н., Туровским М. Л.).

52. Мероприятия по уменьшению образования в покрытии отраженных из основания трещин. — В сб.: «Исследования по механике дорожных одежд». Труды СОЮЗДОРНИИ, вып. 9, М., 1985, с. 30—38 (в соавторстве с Марковым Л. А.).

53. Динамика дорожных одежд. — Кн.: БЮ 04427, Киев, 1976, 55 с.

54. Задача проявления трещин и их влияния на несущую способность конструкции дорожной одежды.— В сб.: «Повышение долговечности дорожных конструкций», Труды СОЮЗДОРНИИ, М., 1986, с. 21—29.

55. Протезы нижних конечностей с использованием внешнего источника энергии. — «Протезирование и протезостроенне» сб. трудов вып. 88, М., ЦНИИПП, 1990, с. 60—63 (в соавторстве с Кужекиным А. П.).

56. Биомеханические предпосылки подбора ротаторов. — В сб.: Тезисы докладов научно-практнческой конференции «Актуальные вопросы протезирования и протезостроения», Ленинград, 1989, с. 62—63 (в соавторстве с Кужекиным А. П., Заблоцкиы О. П.).

57. Изготовление сечений искусственных стоп различных типоразмеров на ЭВМ с использованием станков с ЧПУ. — В сб.: Тезисы докладов научно-практической конференции «Актуальные вопросы протезирования и протезостроения», Ленинград, 1989, с. 63—64 (в соавторстве с Головиным В. С., Колмаковой О. ¡О., Крейндлиным Л. Э. и др.).

58. Исследование кннетнки нормальной стопы в период опоры при ходьбе методом рентгеносъемки. — В сб.: Тезисы докладов научно-практнческой конференции «Актуальные вопросы протезирования и протезостроения», Ленинград, 1989, с. 92—93 (в соавторстве с Душипым С. И., Скляром И. Б.).

59. Биомедицинские предпосылки подбора упругих элементов ротаторов.— В сб.: Тезисы докладов научно-практической конференции «Актуальные вопросы протезирования и протезостроения», Ленинград, 1989, с. 101—104 (в со^ авторстве с Кужекиным А. П., Заблоцким О. П.).

60. Биомеханическое обоснование к построению протеза бедра с зарессо-ренным подгибанием в фазу опоры и результаты исследований.— «Протезирование и протезостроенне» сб. трудов вып. 91, М., ЦНИИПП, 1991, с. 44—64 (в соавторстве с Якобсоном Я- С., Кужекиным А. П., Гриценко Г. П. н др.).

61. Особенности рекуперативных свойств голеностопного сустава. — «Протезирование и протезостроенне» сб. трудов вып. 91, М., ЦНИИПП, 1991, с. 78—87 (в соавторстве с Дышко Б. А.).

62. Биомеханический аспект развития двигательных качеств при реабилитации инвалидов. — «Протезирование и протезостроенне» сб. трудов вып. 87, М„ ЦНИИПП, 1989, с. 92—98 (в соавторстве с Кужекиным А. П., Добро-вым И. Н.).

63. Целесообразность привлечения биомеханики при изучении раздела робототехники в курсе теории механизмов и машин. — В сб.: «Вопросы робототехники в курсе теории механизмов и машин», М., 1988, с. 27—29 (в соавторстве с Желнговским А. В., Мовсесяном К- Г.).

64. Разработка и внедрение в народное хозяйство функционально-структурной теории эффективности качества и надежности системы «человек — машина—среда». Депонировано ВИНИТИ в справочно-информационном фон-

де № 7, от 05.04.1989 (в соавторстве с Авалиани В. А., Агаджанян Н. А., Губинский А. И., Евграфов В. Г. и др.).

65. Проблемы разработки пакета прикладных программ моделирования эргономической биомеханики ходьбы в норме и патологии. Депонировано ВИНИТИ № 6972—889 от 14.09.89 (в соавторстве с Прокопчуком Ю. А.).

66. Биомеханические устройства на основе сегнетопьезоактивных материалов—В сб.: Тезисы докладов VIII Всесоюзной научной конференции «Проблемы биомеханики спорта», Пенза, 1991, с. 83 (в соавторстве с Юрке-вичем В. Э., Шумейко В. И., Беловым «Л. П.).

67. Исследование влияния расположения голеностопного шарнира протеза нижней конечности на энергетику ходьбы. — «Протезирование и протезостроение» сб. трудов вып. 89, М., ЦНИИПП, 1990, с. 78—80 (в соавторстве с Ду-шиным С. И.).

68. Автомодельные решения задач биомеханики локомоций. — «Протезирование и протезостроение» сб. трудов вып. 90, М., ЦНИИПП, 1990, с. 74—78 (в соавторстве с Добровым И. Н.).

69. Биомеханический аспект развития двигательных качеств при реабилитации инвалидов. — «Протезирование и протезостроение» сб. трудов вып. 87, М„ ЦНИИПП, 1989, с. 92—97 (в соавторстве с Кужекиным А. П., Добровым И. Н).

70. Критериальная оценка биомеханики бега. — «Протезирование и протезостроение» сб. трудов вып. 92, М., ЦНИИПП, 1991, с. 57—61 (в соавторстве с Ратовым И. П., Кряжевым В. Д., Дышко Б. А.).

71. Исследование распределения напряжений в искусственной стопе методом фотоупругости. — «Протезирование и протезостроение» сб. трудов вып. 92, М., ЦНИИПП, 1991, с. 80—87 (в соавторстве с Дмоховским А. В.).

72. Структура опорного периода шага. — «Протезирование и протезостроение» сб. трудов вып. 92, М., ЦНИИПП, 1991, с. 101—104 {в соавторстве с Морейнисом И. Ш.).

73. Дебалансный вибратор (Авт. свидет. N° 649478, бюл. изобрет. № 5, 1979 (в соавторстве с Будяковым В. Т., Збаржевским В. В., Любченко В. А.).

74. Тренажер операторов систем управления (Авт. свидет. № 953652, бюл. изобрет. № 31, 1982 (в соавторстве с Малютиным Б. И.).

75. Коленный узел протеза бедра (Авт. свидет. № 1088717, бюл. изобрет. № 16, 1984.

76. Устройство для визуального представления информации (Авт. свидет. № 1103279, бюл. изобрет. № 26, 1984 (в соавторстве с Толстовым Е. П., Чалым А. А.).

77. Устройство для визуального представления информации (Авт. свидет. № 1596374, бюл. изобрет. № 36, 1990 (в соавторстве с Чалым А. А., Гуменчу-ком С. П. и др.).

78. Ортопедический аппарат на нижнюю конечность (Авт. свидет. № 1215692, бюл. изобрет. № 9, 1986 (в соавторстве с Биром Н. А., Дегтяревым Г. А. и др.).

79. Ортопедический аппарат на нижнюю конечность (Авт. свидет. •№ 1245309, бюл. изобрет. № 27, 1986 (в соавторстве с Биром Н. А., Скуди-ной Н. А., Кисилевым В. Т. и др.).

80. Коленный механизм протеза бедра (Авт. свидет. № 1124964, бюл. изобрет. № 12, 1984.

81. Устройство для определения моментов сил в суставах конечности (Авт. свидет.. № 1286161, бюл. изобрет. № 4, 1987 (в соавторстве с Арун-ным А. С., Животченко В. Д., Потемкиным Б. А. и др.).

82. Способ изготовления облицовочных оболочек из полимерных материалов (Авт. свидет. № 1134195, бюл. изобрет. № 2, 1985 (в соавторстве с Штейном Д. А., Новиковым В. И., Люкшиным Н. Н.).

83. Способ определения коэффициента фильтрации (Авт. свндет. № 715976, бюл. изобрет. № 6, 1980 (в соавторстве с Будяковым В. Т., Збар-жевским В. В., Любченко В. А. и др.).

84. Способ седиментационного анализа (Авт. свидет. № 693166, бюл. изобрет. № 39, 1979 (в соавторстве с Будяковым В. Т., Збаржевским В. В., Любченко В. А. и др.).

85. Дозирующее устройство для сыпучих материалов (Авт. свидет. № 1418579, бюлл. изобрет. № 31, 1988 (в соавторстве с Чалым А. А., Гладких С. Н., Постоловским В. Н. п др.).

86. Механизм блокировки вращающегося вала (Авт. свндет. № 1143631, бюл. изобрет. № 9, 1985).

87. Коленный механизм протеза (Авт. свидет. № 1146038, бюл. изобрет. № 9, 1985).

88. Ленточный тормоз (Авт. свидет. № 1157290, бюл. изобрет. №19,1985.)

89. Ходовая тележка (Авт. свидет. № 1199885, бюл. изобрет. № 47, 1985 (в соавторстве с Радовским Б. С., Ватевым С. Г., Слпвинскнм В. И. п др.).

90. Станок для многопозиционной притирки клапанов (Авт. свидет. № 942954, бюл. изобрет. № 26, 1982 (в соавторстве с Гвоздевым В. М., Вол-чинскнм К. Г., Сухановым Л. М. н др.)

91. Устройство для монтажа и демонтажа оттяжных пружин (Авт. свидет. N° 914359, бюл. изобрет. № 11, 1982 (в соавторстве с Пецкалевым Н. И., Гриф-маном А. Г.).

92. Роторно-литьевая установка для переработки полимеров (Авт. свидет. № 1168427, бюл. изобрет. № 27, 1985 (в соавторстве с Штейном Д. А., Новиковым В. И., Люкшиным Н. Н. и др.).

93. Устройство для хранения штучных грузов (Авт. свидет, № 887366, бюл. изобрет. № 45, 1981 (в соавторстве с Волчинским К. Г., Гвоздевым В. М., Маханько В. Е. и др.).

94. Стеллаж (Авт. свидет. № 981124, бюл. изобрет. № 46, 1982 (в соавторстве с Волчинским К- Г., Сухановым Л. М., Солодарем И. М. и др.).

95. Протез нижней конечности (Авт. свидет. № 1175471, бюл. изобрет. № 32, 1985.)

96. Протез нижней конечности (Авт. свидет. № 1175472, бюл. изобрет. № 32, 1985 (в соавторстве с Кужекиным А. П., Якобсоном Я. С., Покатило-вым А. К.).

97. Механизм блокировки вращающегося вала (Авт. свидет. № 1189708, бюл. изобрет. № 41, 1985.)

98. Способ определения мгновенного центра вращения коленного сустава (Авт. свидет. № 1268149, бюл. изобрет. № 41, 1986 (в соавторстве с Каляди-ным Н. И., Широковым В. А.).

99. Механизм блокировки вращающегося вала (Авт. свидет. № 1323110, бюл. изобрет. № 26, 1987 (в соавторстве с Головиным А. 1С, Покатило-вым А. К., Морозовым Е. И.).

100. Протез бедра .(Авт. свидет. № 1138151, бюл. изобрет. № 5, 1985 (в соавторстве с Никитиным Н. Г., Морейнисом И. Ш., Новиковым В, И.).

101. Устройство для центробежного формирования полых изделий (Авт. свидет. № 1168425, бюл. изобрет. № 27, 1985 (в соавторстве со Штейном Д. А,. Новиковым В. И., Люкшиным Н. Н.).

102. Искусственная стопа (Авт. свидет. № 1338856, бюл. изобрет, № 35, 1987 (в соавторстве с Кужекиным А. П., Головиным В. С., Фаеновой М. В. и др.). -

103. Устройство для изготовления полых изделий методом намотки длинномерного материала (Авт. свидет. № 1368188, бюл. изобрет. № 3, 1988 (в соавторстве со Штейном Д. А., Люкшиным Н. Н.).

104. Протез нижней конечности (Авт. свидет. № 1391642, бюл. изобрет. № 16, 1988 (в соавторстве с Головиным В. С., Якобсоном Я. С.).

105. Голеностопный узел протеза (Авт. свидет. № 1409258, бюл. изобрет. № 26, 1988 (в соавторстве с Кужекиным А. П., Головиным В. С., Якобсоном Я- С. и др.).

106. Голеностопный узел (Авт. свидет. № 1410970, бюл. изобрет. № 27, 1988 (в соавторстве с Кужекиным А. П., Головиным В. С., Якобсоном Я- С., и др.).

107. Амортизатор (Авт. свидет. JVa 1435865, бюл. изобрет. № 41, 1988 (в соавторстве с Бряузовым В. П., Чалым А. А., Сукманским Д. Б. и др.).

108. Устройство для измерения зарессорелности взаимной подвижности отделов голеностопных узлов протезов нижних конечностей (Авт. свидет. № 1398857, бюл. изобрет. № 20, 1988 (в соавторстве с Липовскнм В. И., Ду-. шиным С. И., Жирновой J1. В. и др.).

109. Устройство для исследования динамических характеристик узлов протезов (Авт. свидет. № 1442208, бюл. изобр. № 45, 1988 (в соавторстве с Кужекиным А. П., Головиным В. С., Душиным С. И. и др.).

110. Устройство для динамических испытаний дорожных одежд (Авт. свидет. № 633974, бюл. изобрет. № 43, 1978 (в соавторстве с Будяковым А. П., Збаржевским В. В., Любченко В. А.).

111. Устройство для измерения профиля поверхности (Авт. свидет. № 643749, бюл. изобрет. № 3, 1978 (в соавторстве с Будяковым А. П., Збаржевским В. В., Любченко В. А.).

112. Устройство для динамических испытаний дорожных одежд (Авт. свидет. № 633975, бюл. изобрет. № 43, 1978 (в соавторстве с Будяковым А. П., Збаржевским В. В., Любченко В. А.).

113. Протез бедра (Авт. сидет. № 1454448, бюл, изобрет. № 4, 1989 (в соавторстве с Липовским В. И., Головиным В. С., Новиковым В. И. и др.).

114. Протез нижней конечности (Авт. свидет. № 1454450, бюл. изобрет. № 4, 1989 (в соавторстве с Кужекиным А. П., Головиным В. С.).

115. Протез йедра (Авт. свидет. № 1466738, бюл. изобрет. № 11, 1989 (в соавторстве с Головиным В. С., Никитиным Н. Г., Липовским В. И.).

116. Ортопедический аппарат на нижнюю конечность (Авт. свидет. № 1468525, бюл. изобрет. № 12, 1989 (в соавторстве с Суховерховой А. И., Биром М. Л., Скудиной Н. А. и др.).

117. Протез нижней конечности (Авт. свидет. № 1469602, бюл. изобрет. № 23, 1989 (в соавторстве с Кужекиным А. П.).

118. Протез нижней конечности (Авт. свидет. № 1489754, бюл. изобрет. № 24, 1989 (в соавторстве с Головиным В. С., Якобсоном Я. С., Липовским В. И. и др.).

119. Ортопедический аппарат на нижнюю конечность (Авт. свидет. № 1489755, бюл. изобрет. № 24, 1989 (в соавторстве с Суховерховой А. И., Спиваком Б. Г., Новиковым В. И. и др.).

120. Ортопедический аппарат на нижнюю конечность (Авт. свидет. № 1489756, бюл. изобрет. № 24, 1989 (в соавторстве с Биром М. Л., Скудиной Н. А., Ивановым Г. И. и др.).

121. Голеностопный узел протеза на нижнюю конечность (Авт. свидет. № 1498490, бюл. изобрет. № 29, 1989 (в соавторстве с Кужекиным А. П., Головиным В. С., Якобсоном Я. С.).

122. Протез бедра (Авт. свидет. № 1466738, бюл. изобрет. № 11, 1989 (в соавторстве с Головиным В. С., Никитиным Н. Г., Липовским В. И. и др.).

123. Ортопедический аппарат на нижнюю конечность (Авт. свидет. № 1468525, бюл. изобрет. № 12, 1989 (в соавторстве с Суховерховой А. И., Биром М. Л., Скудиной Н. А. и др.).

124. Протез нижней конечности (Авт. свидет. № 1469602, бюл. изобрет.' № 12, 1989 (в соавторстве с Кужекиным А. П.). ■•

125. Протез нижней конечности (Авт. свидет. № 1489754, бюл. изобрет. № 24, 1989 (в соавторстве с Головиным В. С., Якобсоном Я- С., Липов-ским В. И. и др.).

126. Компрессионио-дистракциошшн аппарат (Авт. свидет. № 1553091, бюл. изобрет. № 12, 1990 (в соавторстве с Чалым А. А., Гладких С. Н., Постолов-ским В. Н. и др.).

127. Устройство для растяжения и фиксации позвоночника (Авт. свидет. № 1602519, бюл. изобрет. № 40, 1990 (в соавторстве с Чалым А. А., Гладких С. Н., Постоловским В. Н. и др.).

128. Устройство для массажа конечностей (Авт. свидет. № 1629059, бюл. изобрет. № 7, 1991 (в соавторстве с Аруиным А. С., Герасименко В. Г., Шмелевой Е. Л.).

129. Массажный обруч (Авт. свидет. № 1595515, бюл. изобрет. № 36,

1990 (в соавторстве с Аруиным А. С., Герасименко В. Г.).

130. Ручной массажер (Авт. свидет. 1627178, бюл. изобрет. № 6, 1991 (в соавторстве с Аруиным А. С., Герасименко В. Г.).

131. Валец вибрационного катка (Авт. свидет. № 1608282, бюл. изобрет. № 43, 1990 (в соавторстве с Коцем И. В., Ратушпяком Г. С., Малярчу-ком А. А.).

132. Настил (Авт. свидет. № 1635991, бюл. изобрет. № 11, 1991 (в соавторстве с Аруиным А. Т., Герасименко В. Г.).

133. Ортез (Авт. свидет. № 1584940, бюл. изобрет. № 30, 1990 (в соавторстве с Лекисом А.-А. В., Шадзявичусом С. В., Новиковым В. И.).

134. Ортопедическая стелька (Авт. свидет. № 1570723, бюл. изобрет. № 22, 1990 (в соавторстве с Аруиным А. С., Никитиным Н. Г., Потемкиным Б. А., и др.).

135. Юстировочиое устройство для протезов нижних конечностей (Авт. свидет. № 1553116, бюл. изобрет. № 12, 1990 (в соавторстве с Саймано-вым Б. М., Головиным В. С., Морозовым Е. И. и др.).

136. Голеностопный узел протеза нижней конечности (Авт. свидет. № 1600759, бюл. изобрет. № 39, 1990 (в соавторстве с Кужешшым А. П.).

137. Протез бедра (Авт. свидет. № 1607799, бюл. изобрет. № 43, 1990 (в соавторстве с Якобсоном Я. С., Сосновым М. Б., Патраковым А. С.).

138. Протез бедра (Авт. свидет. № 1627173, бюл. изобрет. № 6, 1991 (в соавторстве с Якобсоном Я. С., Головиным В. С.).

139. Способ оценки асимметрии ходьбы и бега'в естественных условиях (Авт. свидет. № 1560092, бюл. изобрет. № 16, 1990 (в соавторстве с Кужеки-пым А. П., Рогаповым В. А., Лукьяновым Е. К- и др.).

140. Устройство для дифференцированного измерения количества шагов в естественных условиях (Авт. свидет. № 1648364, бюл. изобрет. № 18, 1991 (в соавторстве с Кужекиным А. П., Жиляевым А. А., Рогаповым В. А. и др.).

141. Протез после вычленения бедра (Айт. свидет. № 1600758, бюл. изобрет. № 39, 1990 (в соавторстве с Новиковым В. И., Лнповскии В. И., Никитиным Н. Г. и др.).

142. Способ получения слепков при изготовлении протезпо-ортопедических изделий (Авт. свидет. № 1630815, бюл. изобрет. № 8, 1991 (в соавторстве с Кужекиным А. П., Твороговым В. А., Покатнловым А. К.).

143. Устройство для дозирования жидкости (Авт. свидет. № 993031, бюл. изобр. № 4, 1983 (в соавторстве с Волчипскпм К- Г., Матвеевым В. С., Сухановым Л. М. и др.).

144. Смеситель (Авт. свидет. № 1622138, бюл. изобрет. № 3, 1991 (в соавторстве с Чалым А. А., Фардером С. Ш., Гольдвугом И. Г. и др.).

145. Застежка для обуви (Авт. свидет. № 1651836, бюл. изобрет. № 20,

1991 (в соавторстве с Мепделевичем И. А., Ппткиным М. Р.).

146. Узел управления протезом верхней конечности (Авт. свидет. № 1664308, бюл. изобрет. № 27, 1991 (в соавторстве с Киракоровым Л. Р., Фельдманом О. Е.).

147. Способ изготовления защитного шлема (Авт. свидет. № 1651834, бюл. изобрет. № 20, 1991 (в соавторстве с Аруиным А. С., Зациорским В. М., Никитиным Н. Г.).

148. Способ изготовления рукоятей (Авт. свидет. № 1613316, бюл. изобрет. № 46, 1990 (в соавторстве с Аруиным А. С., Бером С. Г., Гадателе-вым А. А. и др.).

149. Устройство для оценки вакуумного крепления протеза бедра (Авт. свидет. № 1718906, бюл. изобрет. № 10, 1992 (в соавторстве с Ефимовым В. А., Поповым Д. Г., Михайловым Ю. Г.).

150. Протез бедра (Авт. свидет. № 1729508, бюл. изобрет. № 16, 1992 (в соавторстве с Якобсоном Я- С., Кужекиным А. П., Головиным В. С. и др.).

151. Biomechanical principles synthesis of lower limb prosthesis resilient elements (In: Proceedings of XI International Congress of Biomechanics ISB, June 29—July 3, 1987, Abstracts, Free University Press, Amsterdam, The Netherlands, p. 117 (with Kushekin A. P., Pokatilov A. C.).

152. Solution of inventtive tasks at the macrolevel (In: Design Research in Progress Polish Academy of Sciences, Institute of Philosophy and Sociology, Warsaw, Polish, 1987, p. 16—17.

153. The problems of control by a biotechnical system «man-prosthesis» with an external energy source (In: Proceedings of the IX Int. Symp. on External Control of Human Extremities. Dubrovnic, Aug. 31 — Sept. 5, 1987, Belgrade, 1987, p. 517—533 (with Kuzhekin A. P., Sosnov M. В.).

154. On the problem of Development and Some results of Development of Above-Knee Prosthesis with a Functional Knee Unit (In: Proceedings of International Seminar «Progress in Bioengineering», Sept. 20—22, 1988, University of Strathclyde, Glasgow, Scotland (with Kuzhekin A. P., Golovin V. S., Jasob-son J. S.).

155. Dinamic Factor in Kinesiology of Locomotions on Above-Knee Prosthesis (In: Proceedings of the 7th Congr. of the Int. Society of Electrophysiological Kinesiology. June 20—23, 1988. Enschede. The Netherlands (with Kuzhekin A. P., Dooshin S. I.).

156. Some features of above-knee prostheses alignment in the frontal plane (In: Proceedings of Int. Symp. «Collaboration in the Field of Orthopaedic Surgery, Medical Rehabil., Prosth. Techniques», 12—15 Oct., 1988, Budrio Bologna, Italy (with Golovin V. S., Kuzhekin A. P., Gritsenko G. P.).

157. The microprocessor management system of the thigh artificial limb functioning (2nd International Symposium on Computer Stimulation in Biomechanics. University of California Davis, California, June 23—24, 1989 (with Mergold V. M., Yurkevich V. E., Shumeiko V. I.).

158. The microprocessor system of the «sensitivity» of the artifical thigt (2nd International Symposium on Computer Stimulation in Biomechanics. University of California Davis, California, June 23—24, 1989 (with Mergold V. M. Yurkevich V. E., Shumeiko V. I.).

159. Externally Powered Lower Limb Prostheses (Proceedings of VI World Congress of Int. Sue. for Prosth. atid Orthotics. Abstracts, 12—17 November, 1989, Kobe, Japan, p. 100 (with Kuzhekin A. P.).

160. A Generalized Theory of a Structural Analysis of the Gait Biomechanics (In: Proceedings of the XII Int. Congress of Biomechanics, June 26—30, 1989, Los Angeles, California, USA, p. 398—399 (with Kuzhekin A. P., Dob-rov I. N.).

161. The Microprocessor Unit Activity System of the Thigh Artificial Limb Functioning (In book: Abstracts of the 6-th International Symposium on Motor Control —Albena, Bulgaria, 1989, p. 72 (with Yurkevich V. E„ Shumeiko V. I.).

162. Orthopedic and Clinical Application of Piczactive Ceramics (In book: Abstracts of I-st European Ceramic Society Conference, Including Science of Ceramics — Maastricht (The Netherlands), 1989, p. 83 (with Yurkevich V. E„ Belov L. P., Mergold V. M.).

163. Analysis and Optimization of a System «Man-Prosthesis-Environment» and Results of its Realization (In: Proceedings of the 9th Int. Conf. on Analysis and Optimization of Systems, June 12—15, 1990, Antribes, France (with Kuzhekin A. P., Golovin V. S., Jacobson J. S.).

164. Principles of an above — knee prosthesis alighment with spring-loaded knee bending (In: Proceedings of the X Int. Symp. on External Control of Human Extremities. Dubrovnic, August, 27 —August 31, 1990, Belgrade, 1990 (with Kuzhekin A. P., Jacobson J. S., Golovin V. S.).

165. Optimized biophysical bone tissue growth stimulator (In: Proceedings of XIII International Congress on Biomechanics, Perth, Western Australia, 9— 13 Dec., 1991 (with Yurkevich V. E., Shumeiko V. I., Belov L. P.)

166. Reological effect application at the anthropomorphous walking control (In: Proceedings of XIII International Congress on Biomechanics, Perth, Western Australia, 9—13 Dec., 1991 (with Astapov I. S., Vasenin V. A., Yurkevich V. E.).

167. Biophysical Devices for special populations (In: Proceedings of XIII International Congress on Biomechanics, Perth, Western Australia, 9—13 Dec., 1991 (with Yurkevich V. E., Shumeiko V. I., Belov L. P.).

168. Information Controlling Complexes Based on Ferropiezoactive and Similar Materials (In book: Abstracts of the European Conference «Physics for Industry and Industry for Physics» — Cracow, Poland, 1991, p. 131—132 (with Yurkevich V. E, Shumeiko V. I., Belov L. P.).

169. Segneto — Piezoactive Alaterials for Medical Industry (In book: Abstracts of tiie European Conference «Physics for Industry and Industry for Physics» — Cracow, Poland, 1991, p. 144—145 (with Yurkevich V. E., Shumeiko V. I., Belov L. P.).

170. Dinamic Insole. Design and Investigations (In: Proceedings of 8th Meeting of European Society of Biomechanics, June 21—24, 1992, Rome, Italy, p. 267 iwith Potemkin B. A., Nicitin N. G.).

171. An Above-I\nee Prosthesis Reproducing Biodynamics of Normal Walking (In: Proceedings of 8th Meeting of European Society of Biomechanics, June 21—24, 1992, Rome, Italy, p. 23b (with Jacobson J. S., Chekalin V. V.)

172. A two-joint artificial foot. Biomechanical principles of design (In: Proceedings of 8th Meeting of European Society of Biomechanics, June 21—24, 1992, Rome, Italy, p. 234 (with Jacobson J. S„ Nikitin N. G.).

173. Above-Knee Prostesis with a Knee Mechanism of Variable Structure (In: Proceedings of VII World Congress of ISPO, June 28 —July 3 1992, Chicago, USA, p. 182 (with Jacobson J. S„ Nikitin N. G„ Chekalin V. V.).

174. Automatical devices of the bone tissue qrowth control (In: Proceedings of VII World Congress of ISPO, June 28 — July 3 1992, Chicago, USA, p. 404 (with Yurkevich V. E, Alyoshin V. S.).

175. Reflex control device on the basis of ferropiezoactive ceramics (In: Proceedings of VII World Congress of ISPO, June 28—July 3 1992, Chicago, USA, p. 410 (with Yurkevich V. E., Alyoshin V. S.).

176. The «sensitivity» of the artificial thigh on the basis of microprocessors (In: Proceedings of VII World Congress of ISPO, June 28 —July 3, 1992, Chicago, USA, p. 390 (with Yurkevich V. E., Alyoshin V. S.).

177. Complex of the artificial lower limb functioning (In: Proceedings of VII World Congress of ISPO, June 28 —July 3, 1992, Chicago, USA, p. 393 (with Yurkevich V. E., Alyoshin V. S.).

178. A Rocker Knee Mechanism for an Above-Knee Prosthesis (In: Proceedings of VII World Congress of ISPO, June 28 — July 3 1992, Chicago, USA, p. 181 (with Golovin V. S., Lisitsa I. B.).

179. Multilayer Gaskets for Lowering Dynamic Loads in «Human Body — Prosthesis» Biomechanical System (In: Proceedings of VII World Congress of ISPO, June 28 —July 3 1992, Chicago, USA, p. 388 (with Potemkin B. A., Novikov A. B„ Nikitin N. G.).

180. Optimization of Resiliency Parameteres of Below-Knee Prosthesis (In: Proceedings of VII World Congress of ISPO, June 28 —July 3 1992, Chicago, USA, p. 389 (with Berbyuk V. E„ Nikitin N. G.).

181. A Synthesis of the Spatial Mechanisms of a Lower Extremity Prosthesis (In: Proceedings of VII World Congress of ISPO, June 28—July 3 1992, Chicago, USA, p. 395 (with Stolin J. V., Markevich S. V., Nikitin N. G.).

182. Rehabilitation engineering on the basis of piezoferroactive materials (In: Proceedings of VII World Congress of ISPO, June 28 —July 3 1992, Chicago, USA, p. 414 (with Yurkevich V. E., Alyoshin V. S.).

183. N. Bernstein's Ideas of Lower Limb Prosthesis Construction. Two Unknown works of N. A. Bernstein (In: Proceedings of VII World Congress of ISPO, June 28 —July 3 1992, Chicago, USA, p. 183.

СОДЕРЖАНИЕ

Общая характеристика работы...........

Краткое содержание работы............

1. Аналитический обзор состояния вопроса ........

2. Функционально-биомеханический метод совершенствования системы «че ловек — протез (ортез)—среда»..........

2.1. Теоретические предпосылки построения системы «человек — протез

(ортез) — среда»..............

2.2 . Обоснование параметров вязкоупругих элементов в сочленениях про

тезов .................

2.3. Структурный синтез полицентрических коленных механизмов. Построе пне механизмов протезов ............

3. Испытательные стенды для оценки параметров элементов системы «че ловек — протез (ортез)—среда»..........

4. Вопросы прочности механизмов протезов.......

5. Протезы нижних конечностей с внешними источниками энергии

6. Практическая реализация элементов системы «человек — протез (ор тез) " - среда» ...............

7. Экспериментальные исследования системы «человек —протез (ортез) — среда» .................

Основные результаты и выводы..........

Список основных работ, опубликованных по теме диссертации

1

6 0

12 12 16 17

20 21 22

25

30 35 37

МПО «1-ая Образ, тип.». Зак. 7440. Тир. 150.