Chodící muž

Reakční síla podpory je síla působící na těleso ze strany podpory. Tato síla je stejná a opačná než síla, kterou působí tělo na podpěru. Pokud je ve stoji reakční síla opory rovna váze těla , pak se při chůzi k této síle připočítává síla setrvačnosti a síla, kterou vytvářejí svaly při odrazu od opory .

Ke studiu reakční síly podpěry se obvykle používá dynamografická (silová) platforma, která je zabudována do biomechanické dráhy. Při podpoře v procesu chůze na této plošině jsou zaznamenávány vznikající síly - reakční síly podpory. Výkonová platforma umožňuje registrovat výsledný vektor reakční síly podpory.

Dynamická charakteristika chůze je hodnocena studiem podpůrných reakcí, které odrážejí interakci sil podílejících se na výstavbě pohybového aktu: svalové, gravitační a inerciální. Vektor podpůrné reakce v průmětu do hlavních rovin je rozložen na 3 složky: vertikální, podélnou a příčnou. Tyto komponenty umožňují posoudit síly spojené s vertikálním, podélným a příčným pohybem společného těžiště.

Podpůrná reakční síla zahrnuje vertikální složku působící ve směru nahoru-dolů, podélnou složku směřující předozad podél osy Y a příčnou složku směřující mediálně-laterálně podél osy X. Jde o derivaci svalové síly, gravitační síly . a setrvačnou silou tělesa.

Graf vertikální složky reakce opory při běžné chůzi má podobu hladké symetrické dvouhrbé křivky. První maximum křivky odpovídá časovému intervalu, kdy v důsledku přenosu tělesné hmotnosti na bruslařskou nohu dojde k tlačení dopředu, druhé maximum (zadní tlak) odráží aktivní odpuzování nohy od opěrné plochy. a způsobuje, že se tělo pohybuje nahoru, dopředu a směrem k bruslařské končetině. Obě maxima jsou umístěna nad úrovní tělesné hmotnosti, respektive v pomalém tempu, přibližně 100% tělesné hmotnosti, v libovolném tempu - 120%, v rychlém tempu - 150% a 140%.

Minimální reakce podpory je umístěna symetricky mezi nimi pod čárou tělesné hmotnosti. Výskyt minima je způsoben zadním zatlačením druhé nohy a jejím následným přenesením; v tomto případě se objeví síla směrem vzhůru, která se odečte od hmotnosti těla. Minimální reakce podpory při různých tempech je založena na tělesné hmotnosti: při pomalém tempu - asi 100%, při libovolném tempu - 70%, při rychlém tempu - 40%.

Obecným trendem se zvyšováním tempa chůze je tedy zvyšování hodnot předních a zadních rázů a snižování minima vertikální složky opěrné reakce.

Podélná složka vektoru reakce podpory je smyková síla rovna třecí síle, která brání předozadnímu klouzání chodidla. Obrázek ukazuje graf reakce podélné podpory jako funkce trvání krokového cyklu při rychlém tempu chůze (oranžová křivka), při průměrném tempu (purpurová) a pomalém tempu (modrá).

Graf podélné složky podpěrné reakce má také 2, ale odlišně nasměrovaná maxima odpovídající předním a zadním rázům a mezi nimi minimum rovné nule. Hodnota těchto maxim při pomalém tempu je 12 % a 6 %, při libovolném tempu - 16 % a 24 %, při rychlém tempu - 21 % a 30 %.

Podélná složka je charakterizována podobnou tendencí nárůstu předních a zadních otřesů se zvýšením tempa chůze.

Příčná (mediolaterální) složka vektoru reakce podpory, stejně jako podélná, je generována třecí silou.

Graf příčné složky podpěrné reakce je tvarován jako převrácený graf vertikální složky. Křivka má také dvě maxima spojená s fázemi předního a zadního výboje a směřující mediálně. Hned na začátku cyklu se však ukázalo další maximum, které má opačný směr. Jedná se o krátkou dobu opory na vnější části paty.

Se zvýšením tempa chůze se všechna maxima zvyšují (červená čára), jejich hodnoty jsou založeny na tělesné hmotnosti: při pomalém tempu - 7% a 5%, při libovolném tempu - 9% a 8%, rychlým tempem - 13 % a 7 %. Závislosti těchto hodnot na tempu chůze jsou znázorněny na obrázku. Čím vyšší je tedy tempo chůze, tím větší je síla, a tedy i energie , která se vynakládá na překonání třecí síly .

Reakce země – tyto síly působí na chodidlo. Když se chodidlo dostane do kontaktu s povrchem podpěry, zažije tlak ze strany podpěry, který je stejný a opačný, než jaký vyvíjí noha na podpěru. To je reakce podpory chodidla. Tyto síly jsou po kontaktní ploše nerovnoměrně rozloženy. Jako všechny síly tohoto druhu mohou být reprezentovány jako výsledný vektor, který má velikost a aplikační bod.

Místo aplikace reakčního vektoru podpory na chodidle se jinak nazývá střed tlaku. To je důležité, abychom věděli, kde je místo působení sil působících na tělo ze strany podpěry. Při zkoumání na výkonové platformě se tento bod nazývá bodem působení síly reakce podpory.

Trajektorie reakční síly podpory v procesu chůze je znázorněna jako graf: „závislost reakční síly podpory na době doby podpory“. Graf znázorňuje pohyb vektoru reakce podpory pod chodidlem.

V normálním vzoru je trajektorie odezvy země při normální chůzi od vnější pětice podél vnější hrany chodidla v mediálním směru k bodu mezi prvním a druhým prstem.

Trajektorie pohybu je proměnlivá a závisí na tempu a typu chůze, na reliéfu opěrné plochy, na typu obuvi, a to na výšce podpatku a na tuhosti podešve. Vzor podpůrné reakce je do značné míry dán funkčním stavem svalů dolní končetiny a inervační strukturou chůze.

Inervační struktura chůze

Stanovení vnějších momentů kloubů, zejména dolní končetiny, je v současné době jedinou objektivní metodou pro posouzení vnitřního točivého momentu, který je určen svalovým úsilím v různých fázích chůze (spolu s dalšími faktory: elasticita vazeb, šlachy, geometrie kloubního povrchu). Ale rozložení úsilí různých svalových skupin, časoprostorové charakteristiky svalové práce se posuzují podle elektromyografických studií . Tato data jsou korelována s časovými a výkonovými charakteristikami každé fáze kroku a poskytují poměrně úplný obrázek o činnosti hlavního lidského motoru a řízení tohoto procesu.

Vícekanálová myografie s počítačovým zpracováním přijímaného signálu je tradiční objektivní metodou pro studium inervace a biomechanické struktury chůze.

Při chůzi je zapojeno mnoho svalů a svalových skupin, ale pro chůzi jsou nejvýznamnější svaly extenzorové svaly ( m. triceps , quadriceps femoris , gluteus maximus a medius) a flexorové svaly (flexory hamstringů: semimembranosus a semimembranosus a biceps femoris a tibialis přední sval ).

Práce extenzorových svalů je hlavním zdrojem energie pro pohyb společného těžiště. Činnost extenzorových svalů je dána i nutností zpomalit pohyb segmentů ve fázi přesunu. Kontrakce flexorových svalů je zaměřena na korekci postavení nebo pohybu končetiny ve fázi přesunu. Za normálních podmínek chůze je korekční funkce svalů minimální.

Přímý sval ve složení m. quadriceps femoris zajišťuje tlumení předního tlaku a následné extenze v kolenním kloubu ve fázi stoje. Gluteus maximus zajišťuje extenzi kyčle během fáze stoje. Gastrocnemius sval  - odpuzování od opěrné plochy a vertikální pohyb společného těžiště.

Popliteální flexory  - regulace rychlosti pohybu v kolenním kloubu. Přední tibiální  - korekce postavení nohy.

Střídání různých způsobů svalové činnosti má určitý biomechanický význam: při podřadné práci se zvyšuje svalové napětí a jeho reflexní aktivace, kinetická energie se přeměňuje na potenciální energii elastické deformace svalu. Přitom účinnost podřadné (negativní) práce svalů převyšuje účinnost jejich překonávání (pozitivní) práce 2–9krát.

Sval při překonávání vykonává mechanickou práci , přičemž potenciální energie pružné deformace svalů se přeměňuje na kinetickou energii celého těla nebo jeho jednotlivých částí.

Překonaný režim svalové práce na první pohled způsobí nástup a zrychlení pohybů, zatímco poddajný způsob jejich zpomalení či zastavení. Ve skutečnosti má podřadný způsob svalové aktivity hlubší obsah. „Když už lidské tělo při chůzi nabralo určitou rychlost , zpomalení pohybů jednotlivého článku vede k přerozdělení kinetického momentu a následně ke zrychlení pohybů sousedního článku. Vzhledem k vícečlánkové struktuře motorového aparátu se takový nepřímý způsob řízení pohybu často ukazuje jako energeticky výhodnější než přímý, protože umožňuje lepší využití dříve akumulované kinetické energie “ [8] .

Základní biomechanické fáze

Analýza kinematiky, podpůrných reakcí a práce svalů různých částí těla přesvědčivě ukazuje, že během cyklu chůze dochází k pravidelné změně biomechanických dějů. „Chůze zdravých lidí má přes řadu individuálních charakteristik typickou a stabilní biomechanickou a inervační strukturu, tedy určitou časoprostorovou charakteristiku svalových pohybů a práce“ [9] .

Při chůzi se člověk důsledně opírá o jednu nebo druhou nohu. Tato noha se nazývá „podpůrná“ noha. Kontralaterální noha je v tomto okamžiku posunuta dopředu (toto je „přenosná“ noha). Fáze švihu se nazývá fáze švihu. Pro každou nohu se skládá kompletní cyklus chůze - perioda dvojitého kroku z fáze podpory a fáze přesunu končetiny. Během doby opory vytváří aktivní svalové úsilí končetin dynamické rázy, které udělují těžišti těla zrychlení nezbytné pro translační pohyb. Při chůzi průměrným tempem trvá fáze postoje asi 60 % cyklu dvojitého kroku, fáze švihu - asi 40 %.

Za začátek dvojkroku se považuje okamžik kontaktu paty s oporou. Normálně se dosednutí paty provádí na její vnější sekci. Od této chvíle je tato (pravá) noha považována za nosnou. Jinak se tato fáze chůze nazývá přední tlak – výsledek interakce gravitace pohybujícího se člověka s oporou. V tomto případě vzniká na podpěrné rovině opěrná reakce, jejíž vertikální složka přesahuje hmotnost lidského těla. Kyčelní kloub je ve flekčním postavení, noha je napřímená v kolenním kloubu, chodidlo je v poloze mírné dorzální flexe.

Další fází chůze je odpočinek na celém chodidle. Váha těla je rozložena na přední a zadní část opěrné nohy. Druhá, v tomto případě levá noha, udržuje kontakt s oporou. Kyčelní kloub udržuje flekční polohu, koleno se ohýbá, změkčuje sílu setrvačnosti těla, chodidlo zaujímá střední polohu mezi zády a plantární flexí. Poté se bérce předkloní, koleno je plně nataženo, těžiště těla se posune dopředu. V tomto období kroku dochází vlivem síly setrvačnosti k pohybu těžiště těla bez aktivní účasti svalů.

Podpora pro přední část chodidla. Asi po 65 % doby dvojitého kroku, na konci intervalu opory, je tělo tlačeno dopředu a nahoru v důsledku aktivní plantární flexe nohy - je realizován zadní tlak. Těžiště se posouvá dopředu v důsledku aktivní svalové kontrakce.

Další fáze, fáze přenosu, je charakterizována oddělením nohy a posunutím těžiště pod vlivem síly setrvačnosti. Uprostřed této fáze jsou všechny hlavní klouby nohy v poloze maximální flexe. Cyklus chůze končí okamžikem kontaktu paty s oporou.

V cyklické posloupnosti chůze se rozlišují okamžiky, kdy je v kontaktu s oporou pouze jedna noha („doba jedné opory“) a obě nohy, kdy se končetina natažená dopředu již dotkla opory a ta umístěná vzadu ještě ne. přesto se uvolní ("fáze dvojité podpory"). S rostoucím tempem chůze se „bi-doby podpory“ zkracují a při přechodu na běh zcela mizí. Chůze se tedy z hlediska kinematických parametrů liší od běhu v přítomnosti dvouoporové fáze.

Efektivita chůze

Hlavním mechanismem, který určuje efektivitu chůze, je pohyb společného těžiště.

Pohyb společného těžiště (MCM) je typický sinusový proces s frekvencí odpovídající dvojitému kroku v mediolaterálním směru a s dvojnásobnou frekvencí v předozadním a vertikálním směru. Posunutí těžiště je určeno tradiční cyklografickou metodou, označující obecné těžiště na těle subjektu pomocí světelných bodů.

Je však možné to udělat jednodušším, matematickým způsobem, se znalostí vertikální složky reakční síly podpory. Ze zákonů dynamiky se zrychlení vertikálního pohybu rovná poměru reakční síly podpěry k hmotnosti těla, rychlost vertikálního pohybu je rovna poměru součinu zrychlení k časovému intervalu, a pohyb samotný se rovná součinu rychlosti v čase. Se znalostí těchto parametrů lze snadno vypočítat kinetickou a potenciální energii každé krokové fáze.

Křivky potenciální a kinetické energie jsou jakoby vzájemnými zrcadlovými obrazy a mají fázový posun přibližně 180°.

Je známo, že kyvadlo má maximální potenciální energii v nejvyšším bodě a mění ji na kinetickou energii, která se odchyluje směrem dolů. V tomto případě je část energie vynaložena na tření . Při chůzi, již na samém začátku doby opory, jakmile GCM začne stoupat, kinetická energie našeho pohybu se mění v potenciální energii a naopak se mění v kinetickou energii, když GCM klesá. Tím se ušetří asi 65 % energie. Svaly musí neustále kompenzovat ztrátu energie, která je asi 35 procent [10] . Svaly se zapnou, aby přesunuly těžiště ze spodní polohy do horní, čímž doplní ztracenou energii.

Efektivita chůze souvisí s minimalizací vertikálního pohybu společného těžiště. Zvýšení energie chůze je však neoddělitelně spojeno se zvýšením amplitudy vertikálních pohybů, to znamená, že se zvýšením rychlosti chůze a délky kroku se vertikální složka pohybu těžiště nevyhnutelně zvyšuje.

Při stojné fázi kroku jsou pozorovány neustálé kompenzační pohyby, které minimalizují vertikální pohyby a zajišťují plynulou chůzi.

Mezi tyto pohyby patří:

• rotace pánve vzhledem k opěrné noze;
• naklonění pánve směrem k nepodporující končetině;
• ohýbání kolena opěrné nohy při zvedání GCM;
• prodloužení při spouštění CCM.

Zajímavosti

• Charakteristiky zdravých lidí, kteří chodí různým tempem [11] :

• Při libovolném tempu chůze je svalová aktivita minimální. Tento jev se vysvětluje shodou frekvence působení hnacích svalových sil s vlastní frekvencí kmitů dolní končetiny. [12]
• Optimální tempo chůze je naprogramováno frekvenčními charakteristikami lidského těla, tedy geometrií dolní končetiny a elasticitou vazivově-svalového aparátu. Je přibližně rovna rezonanční frekvenci dolní končetiny.
• Při chůzi se stabilita těla několikanásobně zvyšuje ve srovnání se stabilitou ve stoji. Tento biomechanický jev nebyl dosud studován. Existuje hypotéza, která vysvětluje stabilitu těla při chůzi s oscilačními pohyby středu hlezenního kloubu. Lidské tělo je znázorněno z pozice obráceného kyvadla se středem v oblasti hlezenních kloubů, které nabývá stability ve vertikální poloze, pokud jeho střed kmitá nahoru a dolů s dostatečně vysokou frekvencí ( Kapitzovo kyvadlo ).
• Vítěz Světového poháru v závodní chůzi v roce 1983 ušel 20 km průměrnou rychlostí 15,9 km/h. [13]
• U dětí do 6 let je lokomoce nestabilní, což souvisí s nezformovaným pohybovým stereotypem. Podle N. Bernsteina se nejedná ani o chůzi, ani o běh, ale o něco, co dosud nebylo určeno. [čtrnáct]
• Sportovní lékař Kenneth Cooper věřil, že k dosažení uspokojivé kondice je třeba ujít vzdálenost alespoň 6,5 km zrychleným tempem. [patnáct]
• Zdravotní recept od Nikolaje Michajloviče Amosova : „Potřebuješ chodit rychle, vždy rychle, aby se puls zrychlil alespoň na 100 na vzdálenost 4-5 km“ [16]
• Riziko rozvoje postmenopauzální osteoporózy je výrazně nižší, pokud žena nachodí více než 12 kilometrů týdně.
• Schopnost pohybovat se na rovných nohách (šplhat po natažených končetinách [17] ) po úzkých podpěrách stromů měl Danuvius guggenmosi , příbuzný driopitékovi , který žil před 11,62 miliony let [18] .

Viz také

• Chůze  - rysy postojů a pohybů při chůzi, charakteristické pro konkrétní osobu
• Držení těla  je obvyklá poloha lidského těla v klidu a v pohybu, včetně chůze.
• Chůze
• nordic walking
• Chůze naboso (naboso)
• ortográdní držení těla
• Skok vysoký
• udržitelná doprava
• brachiace
• stezka

Poznámky

1. ↑ Dubrovský V.I., Fedorova V.N., Biomechanika . Učebnice pro střední školy. - M .: Vlados, 2003. - ISBN 5-305-00101-3 . - str. 388
2. ↑ Oreshkin Yu.A., Ke zdraví prostřednictvím tělesné výchovy . - M., 1990
3. ↑ Bernstein N.A.,  Eseje o fyziologii pohybů a fyziologii činnosti . - M., 1966
4. ↑ Bernstein N.A.,  Výzkum biodynamiky chůze, běhu, skákání . - M .: Tělesná kultura a sport, 1940
5. ↑ Březen // Malý encyklopedický slovník Brockhaus a Efron  : ve 4 svazcích - Petrohrad. , 1907-1909.
6. ↑ Ušakov Dmitrij Nikolajevič . Výkladový slovník ruského jazyka Ušakov .
7. ↑ Vitenzon A.S.,  Vzorce normální a patologické lidské chůze . - M .: LLC "Zerkalo-M". — 271 s. — ISBN 5-89853-006-1
8. ↑ Vitenzon A.S. Vzorce normální a patologické lidské chůze. - M .: LLC "Zerkalo-M". - ISBN 5-89853-006-1 . - S. 83.
9. ↑ Vitenzon A. S., Petrushanskaya K. A. Od přirozeného k umělému řízení lokomoce. — M.: MBN, 2003. — 448 s.: nemocný.
10. ↑ Cavagna, G.A., H. Thys a A. Zamboni. Zdroje vnější práce v rovinaté chůzi a běhu. J Physiol. Londýn. 262:639-57, 1976. [1]
11. ↑ Vitenzon A.S. Závislost biomechanických parametrů na rychlosti chůze // Protetika a protetika. - M.: TsNIIPP, 1974. - S. 53-65.
12. ↑ Sarantsev A. V., Vitenzon A. S. Rezonanční jevy během lidské chůze // Protetika a protetika. So. funguje. Problém. 31. - M.: TsNIIPP, 1973. - S. 62-71.
13. ↑ Utkin V. M. Biomechanika tělesných cvičení.  - M .: Vzdělávání, 1989. - 210 s.
14. ↑ Klinická biomechanika / Ed. V. I. Filatov. - L .: Medicína, 1980. - S. 50-52.
15. ↑ Cooper K. Nový aerobik: Systém tělesných cvičení zlepšujících zdraví pro všechny věkové kategorie. Za. z angličtiny. S. Shenkman. 2. vyd. - M .: Tělesná kultura a sport, 1979. - 125 s.
16. ↑ Amosov N. M. Můj zdravotní systém. - K .: Zdraví, 1997. - 56 s. — ISBN 5-311-02742-8 .
17. ↑ Drobyshevsky S. A opět o "vzpřímeném" driopitékovi: danuvius
18. ↑ Madelaine Böhme a kol. Nová miocénní opice a lokomoce u předka lidoopů a lidí , 2019

Odkazy

• Biomechanika chůze
• Utkin V. L. Biomechanika tělesných cvičení
• O vzniku bipedalismu u lidských předků

Slovníky a encyklopedie	Velká dánština Britannica (online) Britannica (online) Britannica (online) Universalis
V bibliografických katalozích BNF : 131627530 GND : 4140871-8 J9U : 987007548863005171 LCCN : sh85144900 NDL : 00563376 , 01189098 NKC : ph119237