Výstupní jednotky: kostra a svaly - FBMI

6. Výstupní jednotky
6.1. Obecné charakteristiky
Výstupní jednotky zahrnují tkáně všeho druhu. Podle určení rozlišujeme výstupní jednotky na:
• motorické - zajišťují pohyb (převodem chemické energie na mechanickou). Zahrnují kosterní svaly
a kontraktilní strutury kardiovaskulárního, dýchacího, zažívacího systému a exkrečních jednotek.
• informační - pro vstup, výstup, přenos, zpracování a uchování informace; zahrnují svaly pro vnitřní
(hladké svalstvo) i vnější prostředí (mimické svaly a hlasivky) a žlázy pro vnější prostředí;
• sekreční 1 - sekrece je vylučování tělu prospěšných látek ze žláz;
• exkreční 2 - exkrece znamená vylučování a vyměšování odpadních, tělu neprospěšných, resp. přebytečných
látek;
• nosné - zajišťují nejen fyzickou podporu svalů, nýbrž i ostatních vnitřních tkání a orgánů
Výstupní jednotky jsou řízeny centrální nervovou soustavou a endokrinní soustavou. Řízení
prostřednictvím CNS je určeno zcela jednoznačně, naopak činnost a tím i vliv endokrinního systému
závisí na stavu CNS a dalších podmínkách charakterizujících tok chemických poslů, zejména hormonů.
6.2. Kostra, její struktura a funkce
6.2.1. Kosti
Kostra plní zejména podpůrnou roli, která
dává organismu jeho tvar a umožňuje jeho pohyb
a zajišťuje pravidelnou činnost vnitřních
orgánů. Kostra váží u mužů cca 12 kg a cca
10 kg u žen. Pevnost kosti vůči tlaku odpovídá
více či méně pevnosti mosazi, pevnost vůči tahu
je poněkud menší. Kromě podpůrné funkce mají
kosti ještě několik dalších úkolů, např. určují
skladbu a zajišťují uchovávání minerálů, produkují
červené krvinky. Tyto různé úlohy mohu být
realizovány díky složité stavbě a intenzivnímu
metabolismu kostní tkáně.
Obecně kosti dělíme na (obr.6.1):
• dlouhé (k. stehenní, k. pažní, ...);
• krátké (k.zápěstní);
• ploché (lopatka);
• nepravidelné (k. chodidla).
Kost je vytvořena z hutné korové vrstvy a
z vrstvy houbovité. Korová hmota, která hlavně
určuje mechanické vlastnosti kosti, tvoří povrch
kosti, zatímco houbovitá hmota je uvnitř hlavic
dlouhých kostí, příp. uvnitř krátkých a plochých
kostí (v těchto kostech může být velice tenká
nebo tam může zcela scházet) a je prostoupena
kostní dření. Rozlišujeme dva druhy kostní dřeně:
• žlutá kostní dřeň má vzhled tukové tkáně;
• červená kostní dřeň je místem, kde vznikají erytrocyty;
Ve stáří se kostní dřeň mění v želatinovou hmotu.
Obr.6.1 Lidská kostra
1 Sekreční - lat. cerno - odděluji, vylučuji; lat. se- předpona znamenající pro sebe, roz-, od-
2 Exkreční - lat. ex- předpona znamenající ven, z-)
85

Obr.6.2 Stavba stehenní kosti
Obr.6.3 Zábrana dalšího praskání materiálu (kosti) pomocí navrtání otvoru na
konci vytvořené štěrbiny
Jak hutnou kompaktní, tak i houbovitou vrstvou kosti
procházejí mnohé cévy, kterými protéká přibližně 5% srdečního
výdeje.
Dále se zabývejme především nosnou funkcí kostry
a to z hlediska dlouhých kostí a jejich korové vrstvy.
Dlouhé kosti (pažní, stehenní, holenní, loketní) mají
více či méně tvar trubice. Uvnitř je možné rozpoznat kanál
kostní dřeně, který je vyplněn kostní dřeni (obr.6.2). Základ
kostní dřeně tvoří tkáň, ve které se nacházejí různé buněčné
elementy, mezi jinými osteoblasty (řec. osteon - kost,
řec. blastos - zárodek) a osteoklasty (řec. klastos - ulomený,
od klao - lámu). Osteoblasty, aktivní buňky tvořící kostní
hmotu, spojují své produkty do síťovité struktury a vytvářejí
tzv. „osteoid“, který posléze kalcifikuje a tak se tvoří kostní
tkáň. Část z těchto buněk zůstává v kostní hmotě, tzv. osteocyty.
Kost nemůže stále zvyšovat svou tloušťku a proto
současně s růstem kostní tkáň z vnitřní strany kostní dutiny
odumírá, což zajišťují osteoklasty, velké buňky s mnoha
jádry.
Kosti jsou pokryty blánou - okosticí, která je bohatě
prokrvena a inervována. Nervy i cévy pronikají také do
vnitřku kostí. Jak kompaktní, tak i houbovitá kostní tkáň
mají pórovitou strukturu, což jednak zmenšuje váhu kostí,
jednak zvětšuje odolnost vůči lomu (obr.6.3). Struktura je
tvořena trámcovitou tkání - trámčinou, jejíž uspořádání a
hustota závisí na každé
konkrétní části kosti
(obr.6.4).
Pokud je kost vystavena
fyziologickému tlaku,
pak se hustota trámčiny
zvětšuje. Naopak, namáhání
menší než je zvykem
(patologicky malé) způsobuje
zánik trámčiny i odvápnění
kosti, tedy snížení
její odolnosti. Stejně tak
nadměrný, patologicky dlouhotrvající tlak, hormonální poruchy či jiné chorobné stavy mohu způsobit
vstřebávání kostní tkáně. Změny, které vyvolávají ve struktuře kostí vnější síly, vyjadřuje Wolfův zákon.
Tento zákon není skutečný fyzikální zákon, spíše souhrn dlouholetých pozorování. Dvě nejdůležitější
součásti tohoto zákona jsou „hypotéza o trajektorii“ a „adaptivní modelování“. Hypotéza o trajektorii
se týká viditelné shody uspořádání trámcovité
struktury s matematicky určenými a vyznačenými
tlakovými siločarami. Adaptačním modelováním
rozumíme změny tvaru a vnitřní struktury kosti vlivem
vnějších patologických sil. Podle Wolfova zákona
(obr.6.5) probíhá v kostech „biologický řídicí
proces“, přičemž osteocyty slouží jako tlakové senzory
a osteoblasty i osteoklasty jsou výkonnými
prvky a celý systém zajišťuje převod mechanického
tlaku do fyziologického normálu. Tak kost, ve které
tak jako v každé tkáni probíhá neustálá obnova,
může měnit tvar do (z biomechanického hlediska)
nejvhodnější podoby. Tento jev může být právě tak
užitečný (např. vrůstání implantátu), jako škodlivý
(např. zkřivení páteře nebo osy dolních končetin).
Nepochybně nejdůležitějším vnějším procesem,
který způsobuje změny tlaku na kosti je pohyb.
86
Obr.6.4. Trámčina kostí odpovídá rozložení
namáhání kosti

Kosti jsou spojené pomocí kloubů.
V okamžiku, kdy se svaly, šlachami
připojené ke kostem, zkracují, mění
kosti svou polohu. Stavba kloubu
umožňuje plynulost a široký rozsah
pohybu.
6.2.2. Klouby
Obr.6.5 Wolfův zákon
Kloub je pohyblivé spojení
dvou kostí (výjimečně chrupavek).
Pohyb v kloubech probíhá s minimálním
třením díky existenci neustále
vláčné kloubní chrupavky. Vzájemně
spolupracující konce kostí
jsou pokryté chrupavkou s nezvykle
hladkým povrchem. Chrupavka není
prokrvená, protože tlak kosti by mohl
způsobit zánět cév. Místo toho je
vyživována a zvláčňována kloubovým
mazem, který vytváří mazová
blána, nacházející se ve vnitřní vrstvě
kloubního pouzdra (obr.6.6). Je-li
chrupavka prosáknuta mazem, pak
se v okamžiku, kdy na sebe začnou
kosti vzájemně tlačit, uvolní malé
množství mazu, aby se zlepšilo „namazání
kloubu“. Jakmile tlak přestane
působit, maz se zpětně vsakuje
do chrupavky. Kloub obklopuje
Obr.6.6 Skladba kolenního kloubu
kloubní pouzdro a to nedovolí mazu
uniknout ven. Samo pouzdro není
schopno zajistit trvalé pohyblivé spojení
kostí. Proto uvnitř, případně
vedle kloubu jsou konce kostí spojeny
vazy, podobnými šlachám.
V některých kloubech, např. kolenním,
jsou navíc kloubní poloměsíčité chrupavky, které dodatečně zmírňují vliv tlaku a tak chrání povrchové
plochy kloubu a usnadňují spolehlivé, přesné provedení pohybů. Tření na povrchu kloubních
chrupavek je menší než tření bruslí na ledě. Dokonalost kloubního aparátu je taková, že v některých
kloubech je koeficient tření 0,005. A to vše kvůli tomu, aby byl umožněn pohyb organismu, a v dalších
důsledcích jeho přežití.
6.2.3. Pohyb
Pohyb člověka lze rozdělit do dvou
kategorií:
• lokomoce - pohyb, jímž se organismus
přemísťuje;
• manipulace - činnost zajišťovaná horními
končetinami.
Pohyb člověka lze popsat ve třech
rovinách - frontální, sagitální a transverzální
(obr.6.7). Abychom byli schopni popsat
pohyb, musíme jej dokázat změřit,
např. pomocí souřadnic vybraných bodů
na těle, elektromyografického signálu nebo
též zrychlení určených bodů na těle.
Lze zkoumat i reakční síly (během chůze
na desce umožňující měřit sílu reakce) i
87
Obr.6.7 Popisné anatomické roviny

změny úhlů kloubů. Obvykle se vybrané body na těle označí značkami, např. infračervenými, jejichž
poloha je registrována kamerou a analyzuje se počítačem (zpravidla off-line). Na základě těchto i jiných
podobných údajů byly vytvořeny složité, podrobné biomechanické modely pohybového systému
člověka. Nejkomplikovanější model má až 250 stupňů volnosti. V praxi se ale používají jednodušší
modely, např. model antropomorfického robota má 25 stupňů volnosti. Takové modely se používají
pro terapeutické nebo rehabilitační účely, pro zkoumání stability dvounohých kráčejících strojů nebo
manipulačně-lokomočních systémů. V závislosti na oblasti použití se zaznamenávají a analyzují různé
údaje. V zásadě, modelování a simulace pohybu člověka předpokládá použití dynamických modelů,
naopak při biomechanické analýze kosterního aparátu se uplatní modely statické. V obou případech
jsou pro získání výsledků třeba komplikované, časově náročné výpočty, i když nedávno vytvořená
programovací prostředí řeší mnohé z těchto problémů. Obyčejně se pro řešení problémů tohoto typu
používá metoda konečných prvků.
Biomechanické modely jsou v medicíně obecně použitelné zejména při plánování korekcí kosterního
aparátu, resp. při kostních implantacích, protože umožňují vymezit jednotlivé plochy a vyvinuté
síly. Obnovení správných proporcí a směrů působení jednotlivých sil rozhoduje o úspěchu případného
chirurgického zásahu.
6.2.4. Implantace
Za současného stavu medicíny i techniky je již možná trvalá či dostatečně dlouhodobá náhrada
velkého množství lidských orgánů. Každý umělý prvek vložený do organismu nazýváme implantátem
a jeho vložení do organismu označujeme jako implantaci. I když první pokusy o implantace sahají až
do starověku, teprve poznání zásad asepse (nepřítomnost choroboplodných mikroorganismů - lat. a-
předpona pro opak, zápor, nedostatek, řec. sepsis od sepo hniji) a antisepse (postup sloužící k co
největšímu omezení choroboplodných organismů v daném prostředí - řec. anti- proti), spolu se
schopností poskytnout narkózu či jiné formy místního znecitlivění umožnilo zahrnout implantační
techniky do denní lékařské praxe. Úspěch implantace je možný pouze za přesné, neoddělitelné spolupráci
medicíny a techniky, proto je zajímavou úlohou bioniky. První implantáty byly spojeny
s náhradou kostí člověka a implantáty tohoto druhu stále tvoří většinu. Pro ilustraci problémů spojených
s náhradou kostí byly vybrány tři případy - stabilizační destičky pro zlomeniny kostí, dřeňové
spoje a umělý kyčelní kloub.
Destičky pro spojení kosti
Spojovací destičky jsou příkladem pasivních implantátů, tj. zastupujících statické prvky organismu
a předpokládá se, že budou v místě použití nepohyblivé. Destičky jsou implantovány pouze na
dobu srůstání kosti (dočasné implantáty), proto mohou být vytvořené z materiálu, který přesto, že je
dostatečně biologicky shodný, může po delším čase vykazovat nežádoucí, škodlivé interakce s tkání
a orgánovými tekutinami. Poměrně levným materiálem,
který má dostatečné mechanické vlastnosti a je
snadno opracovatelný, je ocel, např. chromniklmolybdenová
(Cr-Ni-Mo) nebo kobaltchrommolybdenová
(Co-Cr-Mo). Složení a zpracování těchto ocelí jsou
neustále vylepšovány. Destičky se připevňují ke kosti
odpovídajícími šrouby.
V první etapě byly destičky používány pro kontaktní
zlomeniny (Hausmann - 1886, Lambotte - 1907,
Sherman - 1912, Lane - 1914). Jejich úlohou bylo
udržet obě části kosti blízko sebe, tedy zabránit podélnému
a rotačnímu pohybu. Nicméně ukázalo se, že
vlivem tlaku kost pod destičkou a kolem závitů odumírá,
což způsobuje uvolnění celé konstrukce. Poněvadž
současně s tím začíná fyziologicky odumírat kost i
v místě zlomu, destička nejen že přestane znehybňovat
obě části kosti, ale přímo znemožňuje srůst díky
tomu, že zabraňuje kontaktu obou zlomených částí.
Další zlepšení měla tomuto jevu předejít. Při spojování
úlomků kostí se bere ohled na fyziologický zánik plochy
kostního zlomu pomocí odpovídajícího stisku
obou zlomků. Postupně byly vyvinuty svírací destička
(Danis - 1949), svírací aparát (Venable - 1950) a ko-
88
Obr.6.8 Princip samosvorných destiček

nečně samosvorné destičky (Bagby a Janis - 1958), které měly tak uzpůsobené otvory, že hlava šroubu
klouzající po bočním povrchu otvoru způsobovala pevné sevření obou částí kosti (obr.6.8). Poslední
varianta se používá dodnes, i když s mnohými obměnami. Zvláště se o to zasloužila v roce
1958 založená švýcarská společnost AO (Arbeitgemeinschaft für Osteosynthese). Výzkumné práce
této společnosti ukázaly kromě jiného na řadu faktorů podílejících se na správném srůstu, např. výběr
kroutícího momentu během šroubování, správný ohyb destičky, počet a druhy otvorů. Výzkum byl
prováděn na modelech a dokonce ani potvrzené experimenty nemohou zajistit stoprocentní úspěch
při srůstu, protože jednak nezohledňují změny nastávající v živé tkáni ovlivněné stiskem, jednak neumožňují
získat přesné údaje, např. o tloušťce korové vrstvy srůstající kosti, nezbytné pro definování
podmínek srůstu. Vzhledem k tomu, že spoj pomocí destiček je nejčastěji používaný a nejlépe poznaný
způsob implantace, lze si snadno udělat obrázek o všech problémech, které souvisí s dalšími složitějšími
způsoby implantace.
Obr.6.9 Küntscherův hřeb
Dřeňové spoje
Tyto destičky znehybňují kost „zevnitř“. Spojení kostí
je také možné provést pomocí hřebu vloženého do dřeňového
kanálu, tedy „zevnitř. První pokusy s tímto způsobem
znehybnění se uskutečnily na konci 19. století, ale teprve
Küntscher v roce 1940 vytvořil hřeb, který byl posléze obecně
přijat v chirurgické praxi. Küntscher používal pro znehybnění
končetinových kostí několika druhů kovových hřebů,
aby mohl lépe zajišťovat, jinak ve válečných podmínkách
obtížné, ošetřování raněných a případně jejich rychlou
evakuaci. Küntscherův hřeb je podélně přeříznutá trubička
s průřezem ve tvaru trojlístku nebo písmene Ω (příp. písmene
V) vyrobená z plechu V4A - chromniklmolybdenová
ocel s příměsí titanu (Ct-Ni-Mo-Ti). Hřeb má tupý kónický
konec, umožňující jednodušší zavedení do dřeňového kanálu.
Způsob znehybnění částí zlomené kosti připomíná
spojování dvou dřevěných částí pomocí hřebíku. Když zatloukáme
hřebík do dřeva, rozdělujeme jeho vlákna, která
pak pružně svírají hřebík a tvoří pevné spojení. Podobně
zavádění hřebu na těsno do dřeňového kanálu (obr.6.9)
vede k zúžení podélné štěrbiny. Ta se po zavedení díky
pružné konstrukci hřebu opět rozšíří a hřeb se v kosti se
zafixuje tím, že se opírá o kost. Ovšem tlak na kost způsobuje
její odumírání a rozšíření kanálu, do kterého je hřeb
zaveden, způsobí jeho postupné uvolnění. Avšak dříve než
dojde k úplnému uvolnění hřebu, se kosti podaří srůst. Hřeb
se zavádí po předchozím navrtání otvoru o přiměřeně malém
průměru pod RTG dohledem. Někdy se hřeb dodatečně
zpevňuje příčnými šrouby.
Dřeňové spoje se nejčastěji používají při zlomeninách stehenních, lýtkových a pažních kostí.
Umělý kyčelní kloub
Umělý kyčelní kloub nebo též totální endoprotéza kyčelního kloubu je aktivním implantátem. To
znamená, že spolu vzájemně spolupracují dvě části kloubní protézy - hlavice a kloubní jamka
(obr.6.10). Prototyp totální endoprotézy byl vytvořen v roce 1950.
Umělý kloub se zpravidla používá ve dvou situacích - v případě zlomeniny krčku stehenní kosti,
která již nemá naději srůst nebo při velkých degenerativních změnách tohoto kloubu. Je to samozřejmě
stálý implantát a v organismu zůstává tak dlouho, pokud se neobjeví příznaky opotřebení nebo
nežádoucích interakcí s tkání. Proto je velice pečlivě technologicky zpracovávaný a vyrábí se
z různých materiálů, např. hlavice z vhodné oceli a jamka z oceli s vložkou z biokompatibilní tvrdé
umělé hmoty. Rovněž se používají keramické materiály. Protože neexistuje možnost dodatečného
mazání kloubu, musí být povrch vzájemně se dotýkajících materiálů velice hladký a tvrdý, aby byl
možný plynulý pohyb bez otěru materiálu endoprotézy.
89

Obě části umělého kloubu se do kostí osazují
pomocí tzv. kostního cementu nebo bezcementovou
metodou. V druhém případě je povrch osazovaných
částí vhodně profilovaný, aby kostní tkáň
mohla lépe vrůst do profilu protézy. Někdy se materiál
protézy ještě dále povléká vrstvou látky (např.
hydroxiapatitem) se složením podobným jako má
kostní tkáň. Stisk obou částí zajišťují svaly. Endoprotézy
kyčelního kloubu se vybírají na základě
RTG vyšetření, přičemž se vyhodnocuje především
potřebná velikosti hlavice a délky krčku stehenní
kosti (tzv. offset). Vybírá se nejvhodnější velikost
z určité typové řady. Různé jsou též tvary násad
protéz osazovaných do stehenní kosti. Velmi důležité
je, aby zatížení z pánve bylo přeneseno na
stehenní kost po celé délce násady. Jinak je vyloučeno,
že se umělý kloub do kosti zafixuje. K tomu,
aby byl kloub správně implantován, tj. se zachováním
všech přirozených vzdálenosti a úhlů ve stehně
i v pánvi, jsou zcela nezbytné speciální nástroje.
Přes tyto obtíže je totální endoprotéza kyčelního
kloubu čím dál tím víc používána se stále lepšími
výsledky. Často je pro pacienta jedinou šancí jak si
zachovat možnost vlastního pohybu a tím i kvalitního
přežití.
Teoreticky může být kost zastoupena mechanickým
zařízením jak z hlediska podpůrné, tak i
pohybové funkce. Ale dosud nebyl vyvinut materiál,
který by při stejné váze měl i stejnou odolnost jako
má kost a současně byl biokompatibilní
s organismem člověka. Poměrně těžké klouby se v
místě jejich osazení v kosti uvolňují. Kost se neustále
obnovuje, zatímco endoprotéza stárne. Zlo-
Obr.6.10 Umělý kyčelní kloub
menina implantátu, např. následkem únavy materiálu, zpravidla vyžaduje jeho výměnu, což obnáší
další komplikovanou operaci. Přesto však korelace neživé a biotické hmoty je menším zlem než zánět
nebo znemožnění funkce kosterního systému.
6.3. Kosterní svaly
6.3.1. Fyziologické základy
Kosterní svaly převádějí chemickou energii vázanou v organických sloučeninách (zejména
v cukrech) uložených ve svalech na mechanickou a tepelnou energii, což se děje při daném uspořádání
svalových vláken za pomoci enzymů (biokatalyzátor - bílkovina, která i při malé koncentraci významně
urychluje průběh biochemických reakcí).
V lidském těle je přibližně 630 svalů (představuje to asi 40% hmotnosti těla) - brouk kovařík má
cca 800 svalů, housenky až 4000 svalů. Největší sval lidského těla je velký hýžďový sval (dokáže
vyvinout sílu až 10 4 N), nejmenší sval
je sval třmínkový.
Svalová buňka je vlákno o délce
4,5 mm až 20 cm a průměru 10 až
100 µm (běžně kolem 50 µm). Obsahuje
stovky myofibril (řec. mys, myos -
myš; lat. fibra - vlákno). Každá myofibrila,
s průměrem do 1 µm, je rozdělena
disky (ploténkami) Z na přibližně
2,2 µm dlouhé segmenty, tzv. sarkomery
(řec. sarx, sarkos - maso), které
se skládají z aktinových (cca 2x2000)
Obr.6.11 Skladba příčně pruhovaného svalového vlákna (podle [8])
90

Rychlost vedení vzruchu ve
svalových vláknech
Kosterní svaly Hladké svaly
5 m/s Trvání AP ~ 10 2 ms
Trvání AP 4 ÷ 5 ms Srdeční sval
Latence (doba mezi AP
a kontrakcí)
Trvání kontrakce po jednom AP
rychlé svaly *)
pomalé svaly *)
3 ms Rychlost vedení vzruchu 0,5 m/s
0,01 s (300 imp/s)
0,1 s (30 imp/s)
Maximální tenze 4 kg/cm 2
Mechanická účinnost 20 ÷ 25 %
(teplo 75 ÷ 80 %)
Poměr počet nervových vláken/
/počet svalových vláken
1 ÷ (10-15),
1 ÷ (300-400)
Trvání AP
srdeční síně
srdeční komory
0,15 s
0,3 s
Tab.6.1 Vlastnosti různých druhů svalů
*) Pomalé (červené) svaly jsou citlivější na nedostatek
kyslíku, ale mají lepší kyslíkový metabolismus
než rychlé (bílé) svaly.
Obsahují větší počet kapilár a myoglobinu (zásoby
kyslíku) a unaví se méně než rychlé svaly. Červené
svaly - stoj, vytrvalost; bílé svaly - rychlý pohyb.
a myozinových (cca 1000) filament (lat. filum - nit). Tato jemná bílkovinná vlákénka vytvářejí strukturu,
která má příčně pruhovaný mikroskopický obraz (odtud příčně pruhované svalstvo).
Pohybem iontů vyvolaným stimulací akčními
potenciály vznikají elektrostatické síly mezi
pozitivně a negativně nabitými molekulami, které
dále způsobují zasunování myozinových vláken
mezi vlákna aktinová. Tento pohyb má za následek
zkrácení délky sarkomery až na délku cca
1,7 µm. Energie potřebná pro toto zkrácení se
získává z potravy.
Každé vlákno kosterního svalu je inervováno
z motoneuronu, který je zpravidla přiveden
k několika svalovým vláknům. Zakončení motorických
nervových vláken, tzv. neurosvalová
ploténka je podobné synaptickému zakončení.
Motoneuron spolu s jím ovládanými svalovými
buňkami tvoří tzv. motorickou jednotku. Jeden
sval může obsahovat od 100 motorických jednotek
(m. lumbricalis pedis - sval pohybující prsty
na nohou) do 2000 motorických jednotek (zevní okohybné svaly). Počet svalových vláken řízených
jedním motoneuronem je nepřímo úměrný předpokládané přesnosti pohybu daného svalu - zatímco
v případě okohybných svalů je neuron připojen pouze na 5 až 10 svalových vláken, u svalů dolních
končetin, kde se neočekává velká přesnost pohybu je jeden motoneuron připojen na stovky svalových
vláken. Síla vyvinutá stahem svalových vláken motorické jednotky se pohybuje v intervalu od 10 -3 N
do hodnoty 10 -1 Obr.6.12 Struktura sakromery
N. Stupňování vyvinuté síly je možné díky aktivaci různého počtu motorických jednotek
a zvyšováním frekvence AP.
Obr.6.13 Závislost růstu síly stahu svalu na frekvenci AP -
- základní situace (podle [15])
91
Příchod AP ke svalovému vláknu
vyvolá jeho zkrácení. Síla vyvolaná
jedním AP má maximum kolem 50 ms
po příchodu AP a poté se pomalu
zmenšuje a blíží se k nule asi 150 ms
po ukončení stimulačního AP. Opakujíli
se AP s dostatečně velkou frekvencí,
pak dochází k překrývání jednotlivých
dílčích stahů, jak v čase, tak v prostoru
a tím i k růstu svalem vyvinuté síly.

Je-li frekvence AP dostatečně vysoká (u
rychlých savčích svalových vláken 50 Hz a
výše, u pomalých svalů již od 20 Hz, ale např.
okohybný sval m. rectus inferior až při frekvenci
350 Hz), dochází k úplné mechanické sumaci
jednotlivých svalových kontrakcí, tzv.
tetanus (řec. tetanos - napětí; teino - napínám).
Mechanický stav kosterního svalu při
kontrakci se vyjadřuje pomocí délky svalu (L) a
jeho tenze (napětí) (S).
Svalová kontrakce se měří za dvou krajních
situací:
• izometrický stah - délka svalu zůstává zachována
a mění se pouze (mechanické)
napětí;
• izotonický stah - mění se délka svalu při
konstantní tenzi.
Za reálných podmínek se mění obě veličiny - takový režim nazýváme auxotonická kontrakce.
Obr.6.15 Závislost izometrického napětí svalu na Obr.6.16 Složky svalového napětí (podle [8])
délce sarkomery (podle [8])
Celková hodnota svalového napětí je dána součtem dvou složek - aktivního a klidového napětí.
Velikost aktivního napětí je dána počtem spojení mezi aktinovými a myozinovými vlákénky a proto
závisí na počáteční délce sarkomery. Největší hodnoty nabývá při klidové délce sarkomery, tj. Lmax∈
〈2,0; 2,2〉 µm. Je-li délka sarkomery kratší (L < Lmax), aktinová vlákénka se již částečně překrývají a
maximální možné napětí je menší. Při L = 0,7Lmax odpovídá délka sarkomery (přibližně 1,65 µm) délce
myozinových filament, ty tedy narážejí na Z disky a možné dosažitelné napětí se dále snižuje. Naopak,
je-li délka sarkomery, překryvná oblast mezi aktinovými a myozinovými molekulami se zkracuje a
z toho plyne, že se maximální možná hodnota aktivního napětí opět snižuje.
Klidové pasivní napětí vzniká natažením svalu v klidu (L > Lmax). Je-li L > 1,3.Lmax, pak klidová
složka napětí představuje podstatnou část celkového napětí.
Celkové napětí kosterních svalu má v oblasti za maximem aktivního napětí přibližně konstantní
průběh, tzv. plató, které vzniká přibližně stejným poklesem aktivního napětí a růstem pasivního napětí.
Tato oblast je pracovní oblastí kosterních svalů.
Rychlost izotonického stahu závisí na zátěži. Sval vyvine maximální sílu (a minimum tepla) pokud
se nezkracuje. Naopak nejrychleji se sval zkrátí (u bicepsu je rychlost mechanické kontrakce cca
7 m/s) a vytvoří maximum tepla, není-li zatížen.
Významné odlišnosti mezi kosterními svaly a srdcem:
Obr.6.14 Závislost růstu síly stahu svalu na frekvenci AP
A) 19 imp/s; B) 24 imp/s; C) 35 imp/s;
D) 115 imp/s (úplný tetanus) (podle [15])
• závislost délky svalu na jeho napětí odpovídá závislosti objemu dutého svalu (srdce) a tlaku uvnitř.
• kosterní svaly jsou pružnější, to znamená, že při stejném natažení je pasivní klidové napětí srdce
větší než u kosterních svalů;
92

Obr.6.17 Závislost rychlosti zkracování na svalové tenzi (podle [8])
• zatímco kosterní svaly zpravidla pracují v oblasti, kde má křivka závislosti celkového napětí na
délce svalu přibližně konstantní průběh (oblast plató), křivka celkového tlaku srdce toto plató nemá,
což je způsobeno podstatně rychlejším nárůstem pasivního napětí u srdce. To znamená, že
srdce vyvine větší sílu v případě, že je více naplněno krví.
• srdeční sval má delší AP, které odeznívají až po uvolnění mechanické kontrakce ⇒ srdce nemůže
být přivedeno do tetanického stavu; síla stahu může být měněna pouze délkou trvání akčního potenciálu
• srdeční sval nemá motorické jednotky - vzruch se šíří svalovinou od jedné buňky ke druhé.
Obr.6.18 Závislosti tenze na geometrických rozměrech kosterních svalů a srdce (podle [8])
6.3.2. Měření kvality svalové aktivity - elektromyografie
Abychom dokázali ocenit kvalitu činnosti kosterních svalů, můžeme postupovat dvěma různými
postupy:
• testování kvality excitace svalové tkáně;
• analýza aktivních projevů svalové tkáně.
Elektrické signály, které vznikají v obou případech jako důsledek depolarizace a repolarizace
membrány svalových buněk nazýváme signály elektromyografické (EMG).
Postupujeme-li první cestou, rozeznáváme dva různé způsoby svalového podráždění:
• nepřímé (prostřednictvím nervových vláken);
• přímé (umělá depolarizace svalových buněk je způsobena vnějším elektrickým drážděním).
93

Při nepřímém dráždění periferních nervů (obsahují jak senzorická - aferentní, tak motorická -
eferentní - vlákna) se vzruch šíří oběma směry - směrem k centrální nervové soustavě i ke svalové
tkáni. Odezvy svalové tkáně na dráždění, které prochází CNS, nazýváme reflexy. Nejjednodušší variantou
takovéto vazby je reflexní oblouk (viz též obr.4.17).
Signál popisující evokovanou elektrickou aktivitu motorických jednotek, evokovaný motorický
akční potenciál, se snímá buď z povrchu kůže nad vyšetřovaným svalem nebo podkožní jehlovou
elektrodou.
Povrchové kožní elektrody slouží k neinvazivnímu vyšetřování
relativně velkého počtu motorických jednotek (plocha elektrody je
kolem 1 cm 2 ). Protože jednotlivé motorické jednotky nebývají vybuzeny
současně, nýbrž v časovém intervalu zpravidla do 10 ms, je výsledný
signál relativně komplikovaným obrazem aktivity skupiny sledovaných
motorických jednotek nebo celého svalu. Jehlové elektrody
umožňují měření elektrické aktivity jen relativně malého počtu motorických
jednotek nacházejících se v okolí hrotu snímací jehly. Tyto
elektrody mohou být určeny pro unipolární měření vůči referenční
velkoplošné elektrodě i pro bipolární měření. Kromě dvou uvedených
typů se pro měření rychlosti šíření vzruchu podél nervového, příp. i
svalových vláken, používá multielektrod s elektrodovým polem až 15
elektrod umístěným s boční stěně elektrody.
Obr.6.19 Elektromyografické
jehlové elektrody pro unipolární
a bipolární měření
Tvar evokovaného motorického akčního potenciálu (EAP) závisí na způsobu buzení, stavu svalu
(normál, patologie, stav tenze) a způsobu snímání (povrchové, jehlové, unipolární či bipolární měření).
Základním parametrem EAP je doba mezi stimulací a vznikem EAP, tzv. latence. Tato doba je
úměrná vzdálenosti stimulační a snímací elektrody a nepřímo úměrná rychlosti šíření vzruchu (běžná
rychlost šíření vzruchu motorickými nervy je 45 až 70 m/s).
Obr.6.20 Tvar vyvolaných odpovědí
při analýze reflexního oblouku
(lýtkový sval) (podle [9])
Jedním ze základních neurologických vyšetření je analýza reflexního
oblouku. Vzhledem k obousměrnému šíření vyvolaného
vzruchu se elektrická odezva reagující tkáně skládá ze dvou složek -
M vlny (odpovídající přímému šíření vzruchu od místa podráždění ke
svalu) a H vlny (odpovídající šíření vzruchu k reagujícímu svalu reflexním
obloukem přes míchu). Charakter odezvy záleží, kromě stavu
nervů v reflexním oblouku a reagujícího svalu, na velikosti stimulu.
Při buzení napětím do 30 V se v záznamu objeví pouze H vlna
s latencí přibližně 30 ms, což odpovídá průchodu vzruchu reflexním
obloukem. Začne-li se stimulační napětí zvyšovat, začne se objevovat
vlna M s latencí odpovídající vzdálenosti místa dráždění od svalu,
zpravidla řádově jednotky ms. Se zvětšujícím se stimulačním
napětím výchylky obou vln rostou do okamžiku, kdy se začne uplatňovat
refrakterní fáze svalových buněk vyvolaná vlnou M, která způsobuje
nejdříve postupné snižování výchylky a poté úplné potlačení
vlny H.
Elektromyografické signály vznikající během přirozené aktivity
svalů dělíme do dvou skupin:
• klidový (nativní) EMG signál - vyjadřuje základní elektrickou aktivitu
uvolněného svalu. V tomto případě je dynamický rozsah napětí
(rozdíl špička - špička) řádově 10 2 µV (nejčastěji do 300 µV);
• funkční (spontánní) EMG signál - vyjadřuje elektrickou aktivitu
zatíženého svalu (při izometrické zátěži či při pohybu), podle velikosti
zátěže se rozsah napětí pohybuje až do jednotek mV.
V obou případech je frekvenční rozsah myopotenciálů do
10 4 Hz.
6.3.3. Ortopedické protézy
Problémy funkce a konstrukce končetin živočichů se zabýváme ze dvou důvodů:
94

• konstrukce protéz;
• konstrukce pracovních
mechanismů.
Zatímco v případě pracovních
mechanismů je cílem
dosáhnout za daných podmínek
optimálního pracovního
výkonu (kvalita výsledků,
minimální potřeba energie,
...), u protéz je třeba dále
zohlednit vztah k lidskému
tělu - tvar, funkce, řízení, ale
zpravidla i kosmetické požadavky.
Ortopedická protéza -
umělá náhrada scházející
Obr.6.21 Druhy protéz
nebo nefunkční končetiny,
která plní její funkci (řec. prosthesis - nástavec; řec. i lat. pro- předpona znamenající před, místo-; řec.
thesis - položení). Protézy končetin se skládají z pahýlového lůžka, náhrady ztracené části, terminální
pomůcky (ruka, chodidlo) a ze závěsného a ovládacího zařízení.
Ortopedická epitéza - umělá náhrada končetiny mající pouze kosmetický efekt, bez funkčního
určení (řec. epi- předpona znamenající na, při).
Ortopedická ortéza - umělá pomůcka s podpůrnou funkcí, udržující pohyblivé části lidského těla
v pevné či definované poloze (dlahy, korzety - páteřní ortéza, vložky do bot, kolenní ortéza, ...; řec.
orthos - rovný, pravý). Používá se tam, kde je část těla vystavena zvýšenému namáhání (sportovní
ortézy), nebo kde je její funkce oslabena.
Adjuvatikum - doplňující, podpůrná pomůcka, která se nepoužívá integrálně s lidským tělem
(hole, chodítka, invalidní vozíky,...; lat. adiuvare - podporovat, pomáhat; lat ad- předpona s významem
k, při; lat. iuvare - pomáhat, prospívat, těšit).
Pasivní protézy mají pevný tvar s kompaktní skladbou. Je potřeba definovat a vytvořit jejich
spojení s lidským organismem. Jejich funkce je pouze vzhledová, příp. pracovní.
Aktivní protézy jsou schopny vlastního pohybu, kterého lze dosáhnout pomocí vnější síly (elektrické,
pneumatické, hydraulické, ...), pomocí vlastní síly nositele protézy (tahové ovládání) příp. kombinací
těchto principů (např. pohyb je zabezpečen zařízením s vlastním energetickým zdrojem, jeho
řízení je ale zajištěno signály generovanými organismem pacienta).
Základní požadavky na konstrukci protéz
Návrh ortopedických pomůcek musí zohlednit požadavky na jejich funkci, strukturu a vzhled.
Prostřednictvím struktury protézy je zajišťována její funkce a naopak funkce určuje strukturu (princip
jednoty struktury a procesu!), obě jsou pak ovlivněny kosmetickými požadavky na vzhled.
Funkční požadavky spočívají v:
• definici požadované činnosti protézy - vyplývá z potíží pacienta a znalosti jejich biomechanických
příčin;
• definice způsobu řízení pohybu protézy;
• způsob připojení na tělo pacienta
- závisí především na tvaru pahýlu nahrazované končetiny, ale je třeba zohlednit vliv působení lůžka
protézy na měkké tkáně (kůži, svalovinu, nervová zakončení, ...), aby bylo zajištěno přiměřené
rozložení zátěže - statické i dynamické - geometrické uspořádání soustavy protéza -tělo;
na druhé straně tlak na ponechaná nervová zakončení může poskytnout informaci o postavení
protézy, příp. celého těla;
- mělo by být nastavitelné (zejména v případě dětských protéz, příp. je-li očekávána progrese potíží);
95

- klinické experimenty se provádí s upevněním na šroub implantovaný do zbylé kosti nahrazované
končetiny; díky osseopercepci (citu v kostní dřeni) je možné vnímat postavení protézy vůči tělu;
Pohyblivé protézy se skládají z základních mechanických prvků, jako jsou různé druhy kloubů,
závěsy či tlumiče. Problém je jejich konkrétní uspořádání a nastavení potřebných parametrů. V případě
ortéz, kdy dochází k relativně malému pohybu, je možné dosáhnout požadovaných mechanických
vlastností i jen pomocí vlastností použitého materiálu.
Použitý materiál musí být odolný vůči nárazům, ať již vůči velkému počtu malých funkčních
(např. při chůzi), nebo velkému nárazu při pádu nebo sportovních aktivitách, tj. materiál musí být přiměřeně
pružný, zcela jednoznačně nesmí být náchylný ke zlomeninám, které mohou ohrozit život
nositele protézy. Konečně, použitý materiál musí splňovat přiměřené hygienické požadavky.
Vývoj používaných materiálů postupoval od dřeva, příp. s různými koženými výplněmi, a plechů,
přes termosety a termoplastické hmoty (polypropylén, polyuretan) až ke kompozitům z uhlíkových
vláken (Kevlar).
Kosmetické požadavky, rovněž ovlivňující výběr použitého materiálu, mají především psychologický
vliv na uživatele. Proto se vzhled protézy uplatňuje především z hlediska komerčních cílů. Není
ale třeba se vždy držet klasického přirozeného tvaru.
Řízení činnosti neuro- a myoelektrických protéz
Činností svalů na konci pahýlu nahrazované končetiny vznikají elektrické potenciály, jejichž velikost
závisí na počtu aktivovaných motorických jednotek. Tyto potenciály poskytují informaci, kterou
lze využít pro řízení dále připevněné protézy. Pro složitější varianty řízení lze využít signálů z více
svalových skupin, případně různě kódované aktivace vláken jedné svalové skupiny (pozvolná kontrace,
rychlá kontrakce, apod.) Řídicí signály různých vlastností mohou být kombinovány s různými principy
činnosti protézy (např. různé varianty uchopovacích mechanismů). Nevýhodou tohoto způsobu
řízení, že použité svaly nevykonávají významnou fyzickou práci, časem atrofují a jimi generované
signály slábnou, což snižuje přesnost řízení.
a)
e)
b)
f)
Obr.6.22 Různé druhy přírodních uchopovacích mechanismů - a) kusadla mravenců; b - d) varianty račích klepet
s náhradním mechanickým schématem; e) sloní chobot; f - h) ptačí nohy a jejich mechanické náhradní schéma
Alternativou k řízení pomocí myopotenciálů je použití přímo AP šířících se po motorických neuronech.
Snímání AP se provádí pomocí mikročipů, do kterých konec přerušeného nervu vroste.
Zpětnovazební informace o poloze protézy (vůči podložce, vůči svíranému předmětu, postavení
jednotlivých segmentů protézy vůči sobě, apod.) může být snímána prostřednictvím vhodných senzorů
a dále zpracována tak, aby mohla být použita ke dráždění nervových zakončení v pahýlu končetiny.
96
c)
g)
d)
h)