Нарушение функции ходьбы — одно из наиболее инвалидизирующих последствий острого нарушения мозгового кровообращения (ОНМК) [1, 2]. До внедрения роботизированных тренировок в рутинную практику после курса реабилитации более 30% пациентов могли ходить только с постоянной опорой или оставались обездвиженными [3]. Последние исследования показали, что включение в реабилитацию электромеханических устройств для локомоторных тренировок значительно повышает шансы на восстановление независимой ходьбы [4]. По мнению многих авторов, нарушение биомеханики движений голеностопного сустава является ключевым фактором нарушения стереотипа ходьбы, приводящим к изменениям движений таза, корпуса и тазобедренного сустава, способствующим большим энергозатратам и негативно влияющим на скорость и качество ходьбы, что приводит к вынужденному формированию компенсаторных синергий [5–8]. Двигательное восстановление пациентов происходит последовательно и компенсаторные стратегии, которые формируются на ранних этапах реабилитации, в дальнейшем закрепляются, и затем под влиянием слабости и спастичности в отдельных мышечных группах приобретают патологический характер [9].

В настоящее время роботизированные тренировки ходьбы являются золотым стандартом восстановления локомоции для пациентов с последствиями инсульта. Данные мета-анализов подтвердили эффективность электромеханических устройств в восстановлении ходьбы, особенно у пациентов, неспособных к самостоятельному передвижению на момент начала тренировок [4, 10]. В современной нейрореабилитации применяют два основных вида роботизированных устройств: экзоскелетные конструкции и эндеффекторы, устройства, осуществляющие движения посредством фиксации стопы (от англ. end-effector). При этом различают два основных вида экзоскелетов — носимые и стационарные. К носимым устройствам относят такие конструкции, как «Экзоатлет», «HAL», «Bionic leg» и др., хорошо зарекомендовавшие себя в клинической реабилитации [11, 12]. В обзор литературы не были включены публикации об использовании мобильных экзоскелетов, в связи с используемым в этой технологии стереотипом ходьбы, отличным от физиологичного, а именно локомоторной модели, использующей алгоритм нулевого момента, применяемый в роботизированной локомоции, при которой сумма всех сил направлена в сторону поверхности для обеспечения безопасного передвижения, а следовательно, ограничивающий крутящий момент в голеностопном суставе [13–16]. Несмотря на растущее число мобильных экзоскелетов в рутинной клинической практике чаще используют стационарные экзоскелетные устройства «Lokomat», «ReoGo» и др. На сегодняшний день для восстановления ходьбы после инсульта доказана клиническая эффективность как экзоскелетных, так и эндеффекторных типов устройств, и недостаточно данных о преимуществах воздействия на биомеханику движений какого-либо из них [17, 18]. Исследования показывают, что при тренировках на системах эндеффекторного типа основные изменения происходят в силовых и кинетических характеристиках голеностопного сустава, а также объеме движений коленного сустава и ассоциированы с улучшениями степени мобильности, скорости и симметрии ходьбы [19, 20]. Преимущество стационарных экзоскелетов заключается в точном контроле над биомеханикой совершаемого и ассистируемого движений, что позволяет гарантировать физиологичность тренируемого двигательного паттерна и возможность коррекции патологического стереотипа ходьбы [21].

Авторы расходятся во мнениях о механизме воздействия роботизированных устройств с активной тренировкой тазобедренного и коленного суставов на изменения биомеханики голеностопного сустава, который активно в тренировке обычно не участвует. В ранних работах, посвященных воздействию на биомеханику произвольных движений при ходьбе, тренировок в экзоскелете с обратной связью и роботизированной ассистенцией, было показано, что кинематика тазобедренного и коленного суставов практически не отличается от физиологической — «навязываемой» приводами робота, в то время как паттерн угловых скоростей в суставах не изменяется и остается патологическим, что косвенно подтверждает неспособность навязанного роботом стереотипа ходьбы подавить собственный стереотип движений пациента [22].

Необходимость роботизированной тренировки всех суставов, включая голеностопный, а также гипотезы о преимуществе роботизированных воздействий на проксимальные или дистальные суставы ноги являются частым предметом дискуссий. В настоящее время существуют серийные модели экзоскелетов с роботизированным приводом для голеностопного сустава. Однако они менее распространены, чем модели с приводами для тазобедренного и коленного суставов и имеют ряд недостатков. В целом, нет единого мнения о том, нужно ли в роботизированные устройства для тренировки ходьбы добавлять активный привод голеностопного сустава и достаточно ли для коррекции стереотипа ходьбы воздействовать только на проксимальные отделы паретичной ноги.

В то же время известно, что локомоторные движения обладают высокой степенью автоматизма и синергичности, и логично предположить, что тренировка с коррекцией паттерна посредством биологической обратной связи (БОС) и роботизированной ассистенции лишь части движений, входящих в состав синергии, оказывает опосредованное воздействие не только на компоненты, активно тренируемые с помощью робота и БОС, но и на те, что непосредственно в этом движении не участвуют.

Таким образом, целью настоящего исследования было изучить возможность опосредованной коррекции движений голеностопного сустава, с помощью тренировки с навязанным стереотипом движений коленного и тазобедренного суставов при постинсультном парезе.

ПАЦИЕНТЫ И МЕТОДЫ

В исследовании, проведенном с 2010 по 2017 г., приняли участие 22 пациента (18 мужчин и 4 женщины) с последствиями подтвержденного нарушения мозгового кровообращения полушарной локализации. Медиана возраста составила 50,5 года (41; 56,5), медиана давности инсульта — 6,0 лет (2,8; 12,9). Подробная характеристика пациентов представлена в табл. 1.

Критерии включения пациентов в исследование: наличие первичного нарушения мозгового кровообращения полушарной локализации; наличие гемипареза; нарушение ходьбы.

Критерии исключения (противопоказания к тренировкам на системе «Lokomat»): вес пациента меньше 50 и больше 135 кг; рост пациента меньше 160 и больше 185 см; наличие контрактур нижних конечностей; незаживающие поражения кожи нижних конечностей и торса; ортостатическая гипотензия; тяжелая кардиальная патология; тяжелые когнитивные расстройства; искусственная вентиляция легких; сопутствующие заболевания и поражения опорно-двигательного аппарата (в том числе асимметрия длины ног, превышающая 3 см); тромбозы вен нижних конечностей; артродез тазобедренного, коленного или голеностопного суставов; остеопороз и несросшиеся переломы костей ног; предписанный постельный режим.

Пациентам проводили курс тренировок ходьбы в комплексе с частичной разгрузкой веса и активными роботизированными приводами для сгибания/разгибания тазобедренного и коленного суставов и пассивной поддержкой стопы «Lokomat» (Hocoma; Швейцария). Курс состоял из 11 тренировок, из которых первая включала 15 мин, необходимых для настройки экзоскелета и стереотипа ходьбы, и 30 мин активной ходьбы со сниженной интенсивностью для адаптации пациента к роботизированному паттерну. Последующие 10 сессий включали 45 мин тренировки ходьбы. Все тренировки проводили в формате индивидуальных занятий с инструктором-методистом, с индивидуально подбираемой комфортной для пациента скоростью ходьбы и биологической обратной связью по данным потенциометров тазобедренного и коленного суставов, интегрированных в конструкцию экзоскелета. Разгрузку веса тела подбирали индивидуально для каждого пациента и меняли во время каждой тренировки для обеспечения ходьбы с минимально возможным весом разгрузки, не допуская спотыкания пациента. Поддержку стопы против провисания осуществляли с помощью пружинных тяг, крепящихся в области дистальной части плюсны, что также предусмотрено конструкцией устройства «Lokomat». Степень натяжения пружин инструктор подбирал индивидуально во время каждой тренировки для обеспечения ассистенции произвольному усилию пациента при тыльном сгибании стопы.

Биологическую обратную связь реализовывали следующим образом: во время тренировок пациентам демонстрировали графики степени активности и синхронизации тазобедренных и коленных суставов с физиологическими движениями экзоскелета. Задачей пациентов во время тренировки было совершать активные движения в тазобедренном и коленном суставах синхронно с движениями экзоскелета, при этом на графиках БОС отображались активные движения пациента (при отсутствии активных движений или при несинхронном с экзоскелетом движении графически отображаемые значения уменьшались). Всем пациентам помимо роботизированных тренировок проводили курс массажа паретичных конечностей, а также занятия с инструктором ЛФК (10 занятий по 30 мин), направленные на восстановление функции руки, равновесия и ходьбы; в течение часа до и после тренировок на «Lokomat» никаких реабилитационных процедур пациентам не проводили.

Клиническую оценку эффективности проводимого курса реабилитации с использованием роботизированного экзоскелета проводили до начала курса тренировок и на следующий день после его окончания. Применяли валидированные русскоязычные версии шкалы Фугл- Мейера (ШФМ), модифицированной шкалы Эшворта (МШЭ), по которой оценивали спастичность икроножной и камбаловидной мышц, а также модифицированную шкалу Рэнкина (modified Rankin scale, MRS) и шкалу функциональных амбулаторных категорий (functional ambulation categories, FAC) [23, 24].
Оценку биомеханики ходьбы проводили с помощью системы видеоанализа движений («Биософт-3D»; Россия) [25, 26].

Для фиксации движений использовали световозвращающие маркеры и две синхронизированные цифровые камеры с инфракрасной подсветкой маркеров. Регистрацию проводили в течение 30 с во время двухминутной сессии ходьбы на беговой дорожке с комфортной для пациента скоростью до и после курса тренировок. Световозвращающие маркеры диаметром 2 см располагались с латеральной стороны тела в области проекции центров вращения в суставах: на уровне клювовидного отростка, в области проекции наиболее выступающей части большого вертела, над нижним краем латеральной лодыжки, пятке, а также на дистальной части стопы в области головки пятой плюсневой кости. Кинематические параметры локомоций рассчитывали в оси координат x, y, z. Ось z — вертикаль, ось y — продольная ось, направлена справа налево; ось x — поперечная ось. Регистрировали следующие кинематические параметры:
– координаты маркеров в системе координат x, y, z и траектории их перемещения;
– углы наклона звеньев тела к осям x, y, z;
– межзвенные углы.

Для сглаживания применяли низкочастотный фильтр Баттерворта 2-го порядка. Кинематические параметры вычисляли на основе данных трехмерных координат маркеров и составляемой кинетограммой модели тела человека. В качестве первично оцениваемых с помощью видеоанализа параметров использовали временные параметры шага (длительность фаз опоры и переноса), которые размечали на основании локального максимума вертикального ускорения маркеров, расположенных на латеральной лодыжке и на пятке, а также локального максимума горизонтального ускорения маркера в области головки пятой плюсневой кости. Также в качестве первичных кинематических параметров были выбраны (амплитуды и максимумы углов и угловых скоростей в сагиттальной плоскости голеностопного сустава). Для вторичного анализа использовали кластерный анализ и непараметрический анализ десятипроцентильных интервалов. Метод кластерного анализа широко применяют для изучения ходьбы в целом и цикла шага, в частности, как у здоровых, так и у лиц, страдающих различными заболеваниями [27–35]. В данной работе кластерный анализ использовали для определения структуры цикла шага, а также сравнения полученных характеристик до и после тренировок.

Непараметрический анализ десятипроцентильных интервалов цикла шага проводили для более детального изучения его характеристик и последующего сравнения до и после тренировок.

В соответствии с характеристикой данных их статистическую обработку проводили с помощью непараметрических методов: критериев Манна–Уитни (при сравнении независимых выборок) и Уилкоксона (при сравнении зависимых выборок). При проведении множественных сравнений применяли поправку Бонферонни. Анализ качественных величин выполняли с помощью точного критерия Фишера. Для выявления структуры данных применяли кластерный анализ. В частности, для разделения цикла шага на части, а также для распределения пациентов на подгруппы использовали кластерный анализ по методу Уорда с последующим сравнением подгрупп по критерию Манна–Уитни с поправкой Бонферонни. С целью определения взаимосвязей рассчитывали коэффициент корреляции Спирмена. Описательную статистику результатов представляли в виде медианы, а также нижнего и верхнего квартилей. Пороговым уровнем статистической достоверности считали р < 0,05. Анализ данных проводили на персональном компьютере с применением пакета прикладных программ Statistica v. 7.0 (StatSoft Inc; Россия) и SPSS 22 (IBM; США).

РЕЗУЛЬТАТЫ ИССЛЕДОВАНИЯ

Клиническая оценка эффективности проводимого курса реабилитации

Анализ клинических данных показал улучшение мобильности на фоне тренировок, а также незначительное, но достоверное увеличение объема активных движений и функции нижней конечности и снижение спастичности в икроножной и камбаловидной мышцах у всех пациентов при сохранении исходного уровня инвалидизации по шкале Рэнкина. Увеличился также процент пациентов, способных к самостоятельному передвижению без посторонней помощи, что соответствует 3-й, 4-й и 5-й категориям при оценке функциональных амбулаторных категорий (FAC) (рис. 1).
На фоне тренировок было отмечено увеличение активных движений и по ШФМ. Общий балл двигательной активности возрос с 146,5 (128; 163,5) до 152 (134,3; 176,8) (p < 0,05) и отдельно для нижней конечности с 18 (16; 21) до 20,5 (18; 24,3) (p < 0,05).
Статистический анализ изменений мышечного тонуса комплекса икроножной и камбаловидной мышц показал достоверное снижение с 2,5 (1; 3) до 2,0 (0; 2) баллов по МШЭ (p < 0,05). Подробное распределение показателей мышечного тонуса пациентов представлено на рис. 2.

Результаты оценки биомеханики ходьбы

На фоне проводимого реабилитационного курса с тренировками в роботизированном экзоскелете отмечено изменение пространственно-временных показателей шага: у пациентов увеличилась (p = 0,0001) длительность фазы опоры с 28,0% (25; 36) до 33,5% (30; 42) от цикла шага (ЦШ).
При анализе кинематических показателей не было выявлено достоверных различий максимальных показателей сгибания и разгибания голеностопного сустава во время цикла шага на фоне курса тренировок. Максимальные значения амплитуды углов до и после тренировок составили 59,12° и 45,30° соответственно и различались недостоверно (р = 0,228), минимальные значения составили 3,33° и –1,79° соответственно (р = 0,072), разница максимальных и минимальных значений составила 55,79° и 47,09° соответственно (р = 0,190). Тем не менее рассмотрение медиан десятипроцентильных интервалов цикла шага до и после курса реабилитации показало, что первоначально различавшиеся гониограммы пациентов стали больше похожи друг на друга (рис. 3А–В).
С учетом отсутствия достоверных изменений первичных кинематических показателей был проведен подробный анализ вариабельности гониограмм и угловых скоростей (табл. 2).

Для определения степени вариабельности данных на первом этапе был проведен анализ коэффициентов корреляции углов между каждым последующим процентом ЦШ. На основании графика (рис. 4) был сделан вывод, что на отрезке с 51 по 58% и с 65 по 82% от ЦШ различия между пациентами наиболее выражены.

Для более подробного анализа гониограмм голеностопного сустава до и после курса тренировок было произведено разделение ЦШ на части с помощью кластерного анализа временных точек ЦШ, а также по коэффициентам корреляции значений между каждым последующим значением углов. С помощью кластеризации по методу Уорда цикл шага до курса тренировок был разделен на пять частей (1–7%; 8–19%; 20–55%; 56– 74%; 75–100% от ЦШ). Таким образом, первая часть соответствовала времени контакта стопы с поверхностью дорожки и началу фазы опоры, вторая часть — середине фазы опоры, третья часть — концу фазы опоры и началу фазы переноса, четвертая часть — середине фазы переноса и пятая часть — концу фазы переноса. К каждой из частей цикла шага был применен кластерный анализ. Описательная статистика частей ЦШ до разделения пациентов на кластеры представлена в табл. 3.

После того как в ЦШ были выявлены пять частей, для каждой из них проводили разделение пациентов на подгруппы с помощью кластерного анализа. В результате, в первой части цикла шага (1–7%) было выделено два кластера пациентов. Во второй части цикла шага (8–19%) выделено три кластера, которые взаимно различаются по медиане. В третьей (20–55%) и четвертой (56–74%) частях выделено три и четыре кластера соответственно, которые взаимно различаются по медиане. В пятой части (75–97%) выделено три кластера. С помощью метода кластеризации Уорда ЦШ по данным гониограмм после курса тренировок был разделен на три части: 1–61%; 62– 75%; 76–97%. При этом в первой части было выделено три кластера, во второй два кластера и в третьей три. Таким образом, основным различием структуры ЦШ до и после курса тренировок является наличие трех частей шага вместо пяти, что подтверждает консолидацию гониограмм пациентов на фоне курса тренировок в периоде от 1 до 61% ЦШ. Сравнение значений углов до и после показало достоверные различия только по МКИ (р < 0,05).

Анализ медиан угловых скоростей (УС) десятипроцентильных интервалов ЦШ до и после реабилитации также выявил консолидацию показателей на фоне тренировок, причем наиболее существенные изменения угловых скоростей были отмечены при тыльном сгибании голеностопного сустава, во время фазы переноса (рис. 5А–В).

Сравнение медиан УС в десятипроцентильных интервалах ЦШ каждого пациента до и после курса, показало, что после реабилитации паттерны угловых скоростей стали более схожими. Имеется общий практически для всех пациентов пик УС на седьмом процентильном интервале ЦШ (71–80% ЦШ), соответствующий середине фазы переноса и меньший по выраженности пик на 10-м процентильном интервале ЦШ (91–97% ЦШ), соответствующий концу фазы переноса. Статистический анализ показал, что наблюдаемые изменения обусловлены в первую очередь изменениями третьего квартиля и максимальных показателей угловых скоростей. Во второй половине ЦШ в показателях УС до реабилитации были выявлены три пика: на 55%, 75% (абсолютный максимум) и на 95%; после реабилитации в показателях УС выявлено также три пика, однако первый и второй «сливаются», образуя практически единый пик, при этом показатели после реабилитации были ниже, третьи пики до и после реабилитации практически полностью совпадают (рис. 6).

Таким образом, на фоне курса реабилитации с применением роботизированных тренировок у пациентов с постинсультным гемипарезом наблюдается увеличение уровня произвольной активности нижней конечности (по ШФМ), снижение спастичности в комплексе камбаловидной и икроножной мышц (по МШЭ), улучшается функциональный статус пациента (по FAC).
Проведенный детальный анализ биомеханики движений позволил выявить изменения структуры ЦШ (увеличение длительности фазы опоры), а также паттернов углов и угловых скоростей в голеностопном суставе (уменьшение вариабельности, слияние пиков угловой скорости).

ОБСУЖДЕНИЕ РЕЗУЛЬТАТОВ

Одним из частых проявлений нарушения ходьбы у постинсультных пациентов, наряду с уменьшением скорости ходьбы и длины шага, является асимметрия ЦШ, а именно укорочение длительности фазы опоры и увеличение длительности фазы переноса паретичной ноги, что можно видеть в значениях временных параметров шага до курса тренировок [2]. Увеличение длительности фазы опоры на фоне курса тренировок с 28,0% (25; 36) до 33,5% (30; 42) от всего ЦШ может быть следствием как увеличения силы опорной мускулатуры паретичной ноги и улучшения функции переноса веса, так и снижения спастичности, а также улучшения межсуставной координации. Известно, что высокий мышечный тонус сгибателей ГС препятствует переходу стопы к тыльному сгибанию, вследствие чего тело останавливает свое движение вперед, центр тяжести остается позади линии ГС, что приводит к вынужденному укорочению фазы переноса здоровой ноги, и, следовательно, укорочению шага. Как показывают результаты отдельных исследований [36], роботизированные тренировки могут способствовать снижению спастичности в мышцах — разгибателях ГС, и опосредованно влиять на восстановление симметрии шага, что находит подтверждение в полученных и нами данных о снижении мышечного тонуса в икроножной и камбаловидной мышцах. Уменьшение мышечного тонуса могло способствовать увеличению тыльного сгибания ГС в момент фазы опоры, тем не менее достоверного изменения объема движений во время фазы опоры обнаружено не было, что можно объяснить ограниченной амплитудой тыльного сгибания в ГС в середине фазы опоры (в момент переноса центра масс за точку опоры объем не превышает 10°) [37]. В то же время консолидация гониограмм ГС в промежутке до 61% ЦШ, включающем период опоры, и начало фазы переноса косвенно свидетельствуют о положительном влиянии навязанного физиологического паттерна переноса центра масс на кинематику ГС в фазу опоры.

В физиологичном ЦШ помимо фаз опоры и переноса исследователи разделяют локомоторный цикл на шесть биомеханических фаз, разграниченных экстремальными значениями динамических параметров [38, 39]. Среди выделяемых фаз шага интервал 60–73% ЦШ соответствует фазе ускорения, начало которой совпадает с уходом ноги с опоры, а конец — с тем моментом, когда переносимая нога находится напротив опорной. В данной фазе происходит активный набор скорости для продвижения ноги вперед. В интервале 73–87% ЦШ происходит фаза продвижения, во время которой осуществляется дальнейшее пассивное продвижение ноги вперед. Начало фазы соответствует моменту, когда выносимая вперед нога находится напротив опорной, конец — когда эта нога выведена вперед, а голень находится в вертикальном положении [2, 40].

Согласно полученным нами данным, у пациентов с постинсультным парезом на фоне тренировок происходило изменение биомеханики ГС, проявлявшееся его стабилизацией во время фазы опоры, а также увеличением скорости и плавности тыльного сгибания во время фазы продвижения стопы для обеспечения достаточного клиренса стопы. Эти изменения могут быть следствием навязываемой роботизированными тренировками синергии тазобедренного и коленного суставов и отсутствия возможности использовать компенсаторные синергии для увеличения клиренса стопы. По-видимому, роботизированные тренировки оказывают определенный универсальный, выравнивающий эффект на движение в голеностопном суставе посредством навязанного изменения привычной для пациента синергии тазобедренного и коленного суставов, что проявляется в уменьшении вариативности данных (р < 0,05; критерий Манна–Уитни), уменьшении количества выделяемых кластеров и сглаживании показателей медиан среди пациентов после курса тренировок. Тем не менее до и после тренировок кластеры пациентов почти полностью различаются; это позволяет предположить, что поскольку пациенты на фоне тренировок переходят в другие кластеры, эффект достигается разными путями, несмотря на оказываемое тренировками «общее выравнивающее» воздействие на паттерн ходьбы.

Сравнение общей суммы значений углов за весь цикл шага показывает, что исчезли «пики» значений, которые компенсировались выравниванием значений к уровню медианы у других пациентов. Это позволило сделать заключение об отсутствии достоверного изменения общей суммы углов в голеностопном суставе после реабилитации (р = 0,521; критерий Манна–Уитни). Это позволяет предположить, что структурные изменения в паттерне ходьбы происходят прежде всего не за счет количественных показателей, а за счет приближения показателей паттерна к некоему усредненному шаблону движений. Отдельные исследования показали изменение в угловых параметрах голеностопного сустава, в частности увеличение тыльного сгибания на фоне роботизированных тренировок, однако данные изменения были характерны для пациентов с умеренным дефицитом движений в голеностопном суставе [40].

Можно предположить, что при сформировавшейся компенсаторной локомоторной синергии можно воздействовать не на всю синергию в комплексе, а лишь на отдельную ее часть. Если компоненты синергии при этом обладают схожей значимостью, не имеет принципиального значения, на какую из них оказывается воздействие, в то время как для не до конца сформировавшейся компенсаторной синергии, наоборот, наибольший эффект может быть достигнут путем воздействия на первично нарушенное движение, повлекшее за собой формирование компенсации.

Проведенное исследование обладает рядом ограничений. В силу того, что видеоанализ движений проводили на беговой дорожке, не оснащенной встроенными силовыми платформами, не удалось провести анализ и корреляцию данных силы реакции опоры. Для более полного понимания биомеханических процессов дальнейшие исследования должны включать сравнение с сопоставимой здоровой популяцией, данные катамнеза, а также оценку ЭМГ активности мышц.

ВЫВОДЫ

В рамках сформировавшейся компенсаторной локомоторной синергии роботизированные тренировки тазобедренного и коленного суставов могут приводить к изменениям гониограмм и угловых скоростей в голеностопном суставе, оказывая универсальное корректирующее воздействие на биомеханику ГС. Дальнейшие исследования должны быть направлены на более подробный анализ биомеханики ходьбы, включающий полный анализ движений как паретичной, так и здоровой ноги, а также движений таза и корпуса. Кроме того, для изучения механизмов изменений синергии протокол исследований должен включать группы с различающимся воздействием. Последующее изучение эффекта локального воздействия роботизированных тренировок на комплексные движения позволит сформировать новые протоколы тренировок, учитывающие наличие и выраженность компенсаторных паттернов ходьбы.