Биомеханика тазобедренного сустава: Биомеханика и распределение нагрузки на тазобедренный сустав человека

Биомеханика тазобедренного сустава. Остеопатические методы

Биомеханика тазобедренного сустава: Биомеханика и распределение нагрузки на тазобедренный сустав человека

Это письмо я получил со странички “Задайте мне вопрос. Предложите тему…” На мой взгляд, затронута  очень интересная для всех нас тема: “Биомеханика тазобедренного сустава”. Давайте ознакомимся с письмом подробнее:

________________________________________________

Предлагаю следующую, на мой взгляд, очень важную тему: “Способы нормализации биомеханики тазобедренного сустава”.

И при коксартрозе, и при АНБК, который рано или поздно приводит к коксартрозу, нарушена биомеханика – сдвинут большой вертел и соответственно бедренная головка, нарушена равномерность внутрисуставного давления – оно становится запредельным именно на пораженном фрагменте сустава, что неизбежно ведут к его дальнейшему разрушению.

 

В принципе, эта задача решается операциями остеотомии, но они достаточно травматичны и решают проблему не навсегда. Уверен, что остеопатическими методами, спецупражнениями, спецпозами, корсетами и адресной накачкой мышц, можно приблизить к норме и мышечно зафиксировать пространственное положение сустава, тем самым улучшив его биомеханику. 

Вектор нагрузки будет смещён на ненагружаемые участки сустава, что спасет его от дальнейшего разрушения и создаст благоприятные условия для регенерации костной и хрящевой ткани. Без этого все остальные потуги в лечении коксартроза бессмыслены. 

Тут надо собирать информацию по крупицам. От официальной науки мы получим жирное НЕТ. Но логика подсказывает, что вопрос решаемый. Очень-очень сложный, но решаемый. Ведь выправляется же сколиоз. Так почему же невозможно вернуть тазобедренный сустав на своё рабочее место? На этот блог попал случайно – комп и интернет у меня слабенький и не позволяет зайти на hoska.ru.

Буду рад, если кто-то подхватит эту тему – мне она кажется очень важной. Можно сказать – это обязательный минимум для решения наших проблем. Стартовая площадка.

Ведь нарушенная биомеханика тазобедренного сустава – это дальнейшее его разрушение.

При любой нагрузке усилие сосредоточено на критическом участке сустава и все наши лечебные мероприятия могут в лучшем случае притормозить процесс разрушения сустава. 

Жду отклика. Андрей.

_______________________________________________

И тут же – продолжение письма

_______________________________________________
Тема предложена мной (Андрей). Считаю её ключевой при коксартрозе. Сместить вектор нагрузки внутри сустав – задача номер один. Без её решения все остальные заморочки бессмысленны – сустав будет продолжать разрушаться. В лучшем случае мы можем притормозить этот процесс. Даже если допустить, что мы каким-то чудом добьёмся регенерации хрящевой ткани, то её следует ожидать где угодно, но только не в месте максимальной компрессии. Это закон физики – вода, пролитая на пол, соберётся в самом низком месте, но уж никак не на бугорке. А для того, чтобы сместить вектор нагрузки (а без этого ни о какой нормализации биомеханики сустава речи быть не может), для начала нужно вернуть (или хотя бы приблизить) сам сустав на своё “законное место”. Предлагаю тест. Из положения стоя приложите большие пальцы к выпирающим косточкам больших вертелов. При серьёзном коксартрозе вы почувствуете асимметрию. У меня, например, на больной ноге вертел сдвинут вверх, наружу и вперёд. Естественно предположить что бедренная головка сдвинута таким же образом. Определёнными позами можно конструкцию привести в норму без особого труда. Но зафиксировать эту норму и сделать её обычной для нашего тела – это задачка посложнее. То же, что и при сколиозе – распрямить позвоночник пара пустяков, а вот зафиксировать это положение хотя бы на сутки практически невозможно (если только с помощью корсета?). При сколиозе эта задача решается с помощью адресной накачки околопозвоночных мышц. Я видел людей, которые полностью избавились от недуга. Правда, по жизни они делают упражнения, но я думаю, что это не самое страшное. При коксартрозе необходимо укрепить околосуставные мышцы, ответственные за пространственное положение сустава. Подчёркиваю – ОКОЛОСУСТАВНЫЕ. Как это сделать? Может, кто-то пробовал электростимуляцию? Проблема сложная,но не из категории неразрешимых. Нужно хорошее знание анатомии. Нормализация пространственного положения сустава – это первый, но самый главный и необходимый шаг на пути нормализации кровоснабжения, регенерации хрящевой и костной ткани, нормализации бимеханики сустава в целом. Может, на уровне диссертаций где-то что-то можно найти. Пока не удалось. Даже, если мой подход к проблеме является новаторским, это не значит, что он неверный. Прежде, чем укреплять покосившуюся конструкцию, её надо выпрямить. Асиметричная конструкция обречена на разрушение. Ещё статьи Андрея:

Основы собственной системы лечения суставов >>>

Какая у меня степень заболевания суставов?: Упражнения при коксартрозе. В.Гитт>>> “,”author”:”лечение суставов без операции*”,”date_published”:null,”lead_image_url”:”https://4.bp.blogspot.com/-1JxOVLhOuLs/T-gLrMuG6lI/AAAAAAAACNM/XknvnEqr5rU/w1200-h630-p-k-no-nu/biomehanika-tazobedrennogo-sustava.gif”,”dek”:null,”next_page_url”:null,”url”:”https://www.hoska.ru/2012/06/biomehanika-tazobedrennogo-sustava.html”,”domain”:”www.hoska.ru”,”excerpt”:”Это письмо я получил со странички ” Задайте мне вопрос. Предложите тему …” На мой взгляд, затронута очень интересная для всех нас те…”,”word_count”:641,”direction”:”ltr”,”total_pages”:1,”rendered_pages”:1}

Источник: https://www.hoska.ru/2012/06/biomehanika-tazobedrennogo-sustava.html

Глава 2.3. Компьютерное моделирование биомеханики вертлужного компонента эндопротеза тазобедренного сустава

Биомеханика тазобедренного сустава: Биомеханика и распределение нагрузки на тазобедренный сустав человека

Современное эндопротезостроение  требует глубокого осмысления  биомеханики компонентов эндопротеза после операции.  

Анализ отдаленных результатов и серии послеоперационных рентгенограмм не дают достаточного представления о процессах функционирования установленного эндопротеза в реальных физиологических условиях.

Поэтому изучение поведения системы «имплант-кость» методами, основанными на математическом анализе, приобретает все большее и большее значение.

Современное программное обеспечение позволяет создать математическую модель такой системы и просчитать напряжения, создаваемые при различных условиях эксплуатации эндопротеза.

Совместно с Инженерно-медицинским центром «МАТИ-Медтех» «МАТИ» — Российского государственного технологического университета им. К.Э. Циолковского нами был проведен эксперимент в виде математического моделирования ВВ при установленном цементном и бесцементном вертлужном компоненте.

Работоспособность биомеханической системы «чашка эндопротеза – (костный цемент) – костная ткань» определяется напряженно-деформированным состоянием и механическим поведением каждого элемента этой системы при функциональных нагрузках.

Если функциональные нагрузки вызывают в каких-либо микрообъемах материалов компонентов механические напряжения, превышающие некоторые критические значения (например, предел прочности, предел усталости и др.

), то происходит либо разрушение одного или нескольких компонентов, либо их необратимая деформация, что приводит к частичной или полной потере работоспособности всей системы (Ильин А.А. и др. 2005).

Применяемые стандартизованные методы технических испытаний (ISO 7206-8, ГОСТ Р 52640) не дают должного объема достоверной информации о всех аспектах работоспособности и надежности вертлужных компонентов эндопротезов, т.к.

по своим схемам и методикам весьма далеки от реальных условий эксплуатации.

Математический анализ и прогнозирование напряженно-деформированного состояния системы, основанные на универсальных методах вычислительной математики, являются вполне исчерпывающим дополнением к техническим испытаниям.

Построенная нами математическая модель биомеханической системы отвечает следующим требованиям:

– обеспечивает высокое подобие объемной анатомической формы и размеров реальной системы;

– учитывает гетерогенность структуры системы и ее компонентов, физико-механические свойства костных структур, костного цемента, материалов имплантата, характер и параметры взаимодействия на контактных поверхностях компонентов;

– имитирует реальный характер функциональных нагрузок.

На сегодняшний день наиболее эффективным и, пожалуй, единственным численным методом решения подобных биомеханических задач с учетом гетерогенного строения и сложного характера нагружения является метод конечных элементов (МКЭ).

Он позволяет получать результаты на любой стадии процесса нагружения и основан на аппроксимации непрерывной искомой функции множеством кусочных взаимосвязанных подфункций, каждая из которых действует в пределах конечного элемента.

Искомой для МКЭ функцией при решении упруго-пластических задач является скорость перемещения узловых точек конечно-элементной сетки. По их значениям поэлементно рассчитываются напряжения, деформации и скорости деформации.

Алгоритм реализации МКЭ основан на пошаговом во времени поиске нового решения на основании начальных и граничных условий.

Причем после нахождения решения на данном шаге во времени для определения нового решения, на следующем временном шаге найденные значения скоростей принимаются в качестве начальных условий для очередного расчета, т.е. метод является итерационым.

Для исследования процессов нагружения биологических объектов пока не созданы специализированные программные средства, поэтому для анализа мы применили универсальную компьютерную программу ANSYS.

Она позволяет создавать линейные, поверхностные и объемные твердотельные объекты, задавать типы конечных элементов, физико-механические свойства материалов, сетку конечных элементов, уравнения связи и ограничения.

Одной из основных задач при математическом моделировании напряженно-деформированного состояния многокомпонентных систем является создание адекватной конечно-элементной модели, учитывающей реальное взаимодействие компонентов. На первом этапе построения конечно-элементной модели была разработана анатомически подобная геометрическая модель системы, которая впоследствии была разбита на конечные элементы.

Нами было просчитано два варианта установленного вертлужного компонента – с цементной и бесцементнаой фиксацией чашки.

В случае с цементным вертлужным компонентом для оценочных расчетов была использована сферическая чаша с наружным диаметром 52 мм и диаметром внутренней сферической впадины под головку бедренного компонента 28 мм.

Чаша изготовлена из сверхвысокомолекулярного полиэтилена (СВМПЭ) и фиксирована в разработанной до спонгиозной кости вертлужной впадине костным цементом на основе полиметилметакрилата.

Цементная мантия имеет равномерную толщину 3 мм.

В случае с бесцементным вертлужным компонентом для оценочных расчетов была использована титановая чаша с наружным диаметром 52 мм и диаметром внутренней сферической впадины под головку бедренного компонента 28 мм. Чаша с фиксацией «press-fit», имеющая 3-х радиусную форму, устанавливается в разработанной до спонгиозной кости вертлужной впадине.

Применение компьютерной программы ANSYS для решения задач в области упругой деформации требует задания для всех материалов, входящих в систему, модуля нормальной упругости (модуля Юнга) и коэффициента Пуассона, представляющего собой соотношение поперечной и продольной относительной деформации.

Литературные данные о физико-механических свойствах материалов опорно-двигательного аппарата весьма неоднозначны.

Это обусловлено как различием в свойствах самих испытанных препаратов, что связано с большим количеством физиологических, анатомических и других причин, так и различиями в методиках определения и трудностями вычленения препаратов для испытаний.

Поэтому для расчетов были использованы весьма усредненные данные, по возможности ориентированные на структуры тазобедренного сустава.

Физико-механические свойства материалов, использованные в расчетах, приведены в таблице 1.

Таблица 1. Физико-механические свойства компонентов моделируемой системы [1 – 4]

Компонент (материал)СвойствоКортикальный (субхондральный) слой – 0,5 ммСпонгиознаякость«Готическая»аркаКостный цементЧаша (СВМПЭ)Головка*(Ti-сплав)
Модуль упругости, ГПа100,5221,5110
Коэффициент Пуассона0,30,30,250,30,250,3
Напряжение разрушения, МПа803 (10)**38 (75)**30

* Головка эндопротеза Æ28 мм.
** — при сжатии.

Одним из наиболее ответственных моментов моделирования является задание механической нагрузки. Исследования биомеханики тазобедренного сустава при полном объеме движений и, соответственно, комбинациях нагрузок различного характера является самостоятельной и достаточно сложной технической задачей.

Рис. 1. Конечно-элементная модель системы «вертлужный компонент эндопротеза – цементная мантия – тазовая кость» (а) и ее фрагмент с направлением радиального sr и тангенциального stнапряжений (б). F – результирующая нагрузка, приложенная в центре головки бедренного компонента.

В данной работе можно ограничиться рассмотрением наибольшей по величине и циклической повторяемости нагрузки, как наиболее «опасной» для системы – циклической нагрузки, возникающей в суставе при ходьбе. По данным работы Гаврюшенко Н.С.

(2000) на некоторых фазах шага результирующая нагрузка с учетом динамической перегрузки может достигать 4,5 – 5,5 весов тела человека.

В международном стандарте ISO 7206-4 на испытания эндопротезов тазобедренного сустава регламентируется переменная нагрузка с максимальным значением в цикле 3300 Н.

Учитывая эти данные, для расчетов было принято интегральное значение нагрузки – 3300 Н и направление в пространстве, противоположное направлению приложения нагрузки по ISO 7206-4 (от головки к вертлужному компоненту, см. рис. 1).

Наши расчеты проводились исходя из того, что взаимного смещения компонентов не происходит, а совместимость деформации достигается за счет упругой деформации поверхностных слоев материалов компонентов.

Такая ситуация моделируется заданием бесконечно больших коэффициентов трения указанных пар, что реализуется «связыванием» узлов сетки конечных элементов соседних компонентов. Взаимодействие пары «головка – чаша» характеризуется коэффициентом трения 0,03, определенным экспериментально (Гаврюшенко Н.С.

2000) на головках «ТИУДИН» из титанового сплава, производимых ЗАО «Имплант МТ», в паре с СВМПЭ марки «Хирулен».

Учитывая форму моделируемого объекта, расчеты проводили в сферической системе координат с центром, совпадающим с центром головки и точкой приложения нагрузки F. В результате расчетов получали составляющие напряжений радиального (sr) и тангенциального (st) направлений (рис. 1).

Цементная фиксация вертлужного компонента.

Напряженно-деформированное состояние чаши определяется, в основном, давлением головки эндопротеза. Радиальные напряжения имеют сжимающий характер и распределяются вокруг «пятна» контакта головки и чаши, возникающего под нагрузкой вследствие упругой деформации полиэтилена (рис. 2а).

Максимальное напряжение сжатия возникает в центре «пятна» контакта и составляет около 19 МПа. Тангенциальные напряжения, напротив, имеют характер растягивающих, наибольшие величины достигаются также вблизи «пятна» контакта и составляют порядка 3,5 МПа (рис. 2б).

Причем эти напряжения распределены более равномерно по объему чаши.

Рис. 2. Распределение радиальных (а) и тангенциальных (б) напряжений в чаше при результирующей нагрузке 3300 Н.

https://www.youtube.com/watch?v=ZAYP5Bgd5Go

Общий уровень напряжений в чаше существенно ниже напряжений разрушения СВМПЭ даже при учете циклического характера нагрузки.

Учитывая кроме того результаты исследований ползучести и релаксации напряжений в СВМПЭ, опубликованные в работе Горбовец Н.А.

(2003), а также результаты испытаний пары «головка ТИУДИН – чаша из СВМПЭ», можно сделать вывод о большом запасе надежности цементной или вкладыша бесцементной чаши.

Уровень и распределение напряжений в цементной мантии определяется ее взаимодействием с чашей. Радиальные напряжения имеют сжимающий характер, а их максимальные значения достигаются у края вертлужной впадины в той же зоне, что и у чаши (рис. 3а). Величина этих напряжений составляет около 11 МПа.

Тангенциальные напряжения в цементной мантии – растягивающие и также распределены подобно напряжениям в чаше (рис. 3б). Их максимальная величина составила около 3,8 МПа. Учитывая, что предел усталости современных костных цементов, используемых при эндопротезировании тазобедренного сустава, составляет 8 – 10 МПа, их ползучесть в рассматриваемых условиях незначительна (Горбовец Н.А.

2003), а схема нагружения – «мягкая», можно говорить о 2-х кратном запасе надежности цементной мантии.

Рис. 3. Распределение радиальных (а) и тангенциальных (б) напряжений в цементной мантии при результирующей нагрузке 3300 Н.

Значительный интерес представляют величины и распределение напряжений в костных структурах эндопротезированной вертлужной впадины. На рис. 4 приведены распределения радиальных (а) и тангенциальных (б) напряжений в спонгиозной кости вертлужной впадины.

Максимальные напряжения растягивающего характера формируются вблизи ее дна и составляют соответственно 2 и 1 МПа. Распределение радиальных сжимающих напряжений подобно распределению в цементной мантии, а максимальное значение составляет около 3,5 МПа.

Как следует из таблицы 1, такой уровень напряжений сжатия является достаточно высоким и близок к минимальным напряжениям разрушения спонгиозных костных структур.

Однако в этой области спонгиозная кость наиболее прочная именно вследствие максимального уровня нагрузок, реализующихся в вертлужной впадине здорового тазобедренного сустава. Таким образом, характер распределения напряжений в спонгиозной кости эндопротезированной ВВ подобен их распределению в естественном здоровом суставе.

Наибольшие растягивающие и сжимающие напряжения в плотной субхондральной кости составили: радиальные соответственно 10 и 23 МПа, а тангенциальные – 24 и 4 МПа. Все эти напряжения далеки от напряжений разрушения, в то же время наличие нормальной механической нагрузки исключает развитие резорбции и других негативных структурных изменений.

Проведенное математическое моделирование позволяет сделать следующие выводы.

Имплантируемые компоненты – чаша из СВМПЭ и цементная мантия имеют достаточный запас надежности, что в совокупности с известными данными по износостойкости гарантирует не менее, чем 10-летний ресурс эксплуатации без существенных изменений геометрических параметров компонентов, структурного состояния и физико-механических свойств материалов.

Биомеханическое поведение костных структур эндопротезированной вертлужной впадины подобно поведению костных структур в здоровом состоянии, что свидетельствует о механической совместимости имплантированной конструкции и определяет нормальное функционирование сохраненной костной ткани.

Рис. 4. Распределение радиальных (а) и тангенциальных (б) напряжений в спонгиозной кости, прилегающей к цементной мантии, при результирующей нагрузке 3300 Н.

Бесцементный вертлужный компонент

При расчетах напряжений установленных в вертлужную впадину бесцементной чашки принималось, что взаимного смещения компонентов не происходит, а совместимость деформации достигается за счет упругой деформации поверхностных слоев материалов компонентов. Такая ситуация моделируется так же как и в предыдущем случае, заданием бесконечно больших коэффициентов трения указанных пар, что реализуется «связыванием» узлов сетки конечных элементов соседних компонентов.

Наибольший интерес для нас представляло перераспределение нагрузок в субходральном и спонгиозном слоях при установленной бесцементной чашке.

Поскольку Взаимодействие пары «головка – полиэтиленовый вкладыш» очень похоже на то, которое возникает в паре «головка – цементная чашка» (Рис. 5).

Однако металлическая бесцементная чашка гасит эти нагрузки и на границе имплант-кость они при бесцементной фиксации выглядят совершенно иначе, чем при цементной.

На рисунках 6 и 7 видно, что основные радиальные и тангенциальные нагрузки в спонгиозном и субхондральном слоях располагаются по периферии.

Это происходит за счет того, что чашка имеет такую форму, при которой возникает ее «заклинивание» в обработанном ложе именно в периферических отделах. Это дает основание предполагать, что нагрузки в области дна вертлужной впадины значительно ниже, чем по периферии. Т.

е. для адекватной фиксации бесцементного вертлужного компонента необходимым условием является сохранение стенок и крыши ВВ.

Рис. 5. Тангенциальные напряжения (А), Радиальные напряжения (Б).

Рис. 6. Распределение напряжений в спонгиозном и субхондральном слоях при бесцементном эндопротезировании вертлужной впадины.

Источник: https://www.lechenie-sustavov.ru/patient/articles/2-3-kompyuternoe-modelirovanie-biomexaniki-vertluzhnogo-komponenta-endoproteza-tazobedrennogo-sustava/

Биомеханика работы коленного сустава

Биомеханика тазобедренного сустава: Биомеханика и распределение нагрузки на тазобедренный сустав человека

Экология здоровья: В современном мире спортивной биомеханики колено рассматривают не как единичную биомеханическую структуру, а комплексно с голеностопом и тазобедренным суставом.

Биомеханика работы коленного сустава: нормальная и патологическая

В современном мире спортивной биомеханики колено рассматривают не как единичную биомеханическую структуру, а комплексно с голеностопом и тазобедренным суставом.

Любые заболевания, возникающие в коленном суставе, в большинстве случаев являются следствием неправильной работы тазобедренного или голеностопного суставов (не считая чрезвычайных ситуации вроде автомобильной аварии).

Для профилактики или лечения заболеваний коленного сустава в первую очередь проводят диагностику работы всех трех суставов.

Причины нарушений:

Существует много причин биомеханических нарушений работы коленного сустава. Два основных и самых типичных нарушения правильной биомеханики коленного сустава, которые приводят к травмам и заболеваниям, связаны с деформацией голеностопного сустава:

  • Х-образная (вальгусная) деформация ног.
  • О-образная (варусная) деформация ног.

Как правило, эти два отклонения формируются еще в раннем детстве, если на одном из этапов формирования осанки произошел сбой.

Именно поэтому самая важная рекомендация для родителей: постоянно следите за изменениями в осанке ребенка и в строении его ног. Если вы видите, что ноги становятся похожи на букву Х или рогалик, то сразу же обратитесь к ортопеду.

Он составит индивидуальную программу, включающую в себя комплекс упражнений по восстановлению измененных структур и, как крайний вариант, назначит подбор стелек.

Часто отклонения от правильной биомеханики коленного сустава обусловлены неправильной постановкой таза. Нарушения постановки тазобедренного или голеностопного суставов могут быть структурными или функциональными.

  • Структурные изменения очень сложно вылечить, так как кости и хрящи уже деформировались и такие деформации практически необратимы.
  • Нарушения функционального характера можно и нужно исправлять. Функциональные нарушения от неправильной биомеханики возникают в результате мышечного дисбаланса и несогласованной работы мышц.

Например, при Х-образной деформации ног активно работают мышцы-напрягатели широкой фасции и бицепс бедра. В это же время приводящие мышцы, полусухожильная и полумембранозная мышцы очень слабые. При варусной деформации всё происходит наоборот.

При составлении упражнений очень важно слабые мышцы «закачать», а сильные «расслабить».Первые тренировки лучше проводить под контролем врача-реабилитолога, чтобы вы были уверены, что в работу включается правильная мышечная группа.

Чем опасны функциональные и структурные нарушения работы коленного сустава?

Во-первых, нарушается правильная соосность (конгруэнтность), что приводит к неравномерному распределению нагрузок. Например, латеральный мениск нагружается на 70%, а медиальный мениск на 30% (прим. автора мениск – хрящевая прокладка, которая играет роль амортизатора в суставе и стабилизирует коленный сустав). Поэтому латеральный мениск быстрее изнашивается.

В этом случае очень важно восстановить мышечный баланс и выровнять распределение нагрузки на мениски.

Во-вторых, при наличии мышечного дисбаланса, который приводит к функциональным нарушениям, мышцы не могут полноценно выполнять функцию стабилизации коленного сустава.

Поэтому эту функцию берут на себя пассивные системы стабилизации, такие как связки и сухожилия, что приводит к их преждевременному износу. В норме связки и сухожилия не должны участвовать в процессе стабилизации.

Если же они начинают выполнять эту функцию, то их полный или частичный разрыв, лишь вопрос времени.

Чтобы снять со связок и сухожилий функцию стабилизации коленного сустава, нужно активировать мышцы, основная функция которых безопасность коленного сустава в любых движениях и амплитуде.

Будьте очень внимательны к своим ногам, особенно если вам говорили о наличии вальгусной или варусной деформаций коленей.

Необходимо понимать, что данные изменения в большинстве случаев приводят к артриту (прим – воспаление коленного сустава) или артрозу (прим. – старение коленного сустава).

Подобные нарушения вынуждают внутри- и внесуставные пассивные структуры (связки и сухожилия) брать на себя функцию стабилизации, что повышает вероятность получения спортивной травмы.

Выводы: Помимо общеразвивающих упражнений, основная цель которых – повышение спортивного результата, чрезвычайно важно выполнять и коррекционные упражнения, основная цель которых выровнять функциональные нарушения. Это позволит увеличить спортивное долголетие, провести профилактику спортивных травм и вылечить хотя бы часть существующих заболеваний.опубликовано econet.ru

Сергей Иванов

Если у вас возникли вопросы по этой теме, задайте их специалистам и читателям нашего проекта здесь.

P.S. И помните, всего лишь изменяя свое потребление – мы вместе изменяем мир! © econet

Источник: https://econet.ru/articles/175439-biomehanika-raboty-kolennogo-sustava

Биомеханика тазобедренного сустава

Биомеханика тазобедренного сустава: Биомеханика и распределение нагрузки на тазобедренный сустав человека

Тазобедренный сустав обладает 3 степенями свободы, поскольку допускает движение бедра в переднее-заднем направлении, отведение в сторону (перпендикулярно первому направлению) и вращение вокруг вертикальной оси, обеспечивающее поворот всей ноги (пальцами то вперед, то в стороны).

Следует заметить, что все перечисленные движения ограничиваются связками. При каждом шаге нога, на которую опирается человек, поворачивается относительно таза примерно на 1 радиан (57 градусов).

При этом сочленовная поверхность бедра (головка), радиус которой около 2 см, скользит по поверхности вертлужной впадины и проходит путь, примерно равный своему радиусу (2 см).

В соответствии с формой тазобедренного сустава и состоянием окружающих его тканей, мак­симальная общая амплитуда сгибательно-разгибательных движений составляет 140°, приведение-отведение – 75° и ротация – 90°.

При ходьбе используемая амплитуда движений в тазобедренном суставе зна­чительно меньше потенциально возможной: сгибательные и разгибательные движения не превышают 50° – 60° при минимуме приведе­ния-отведения и ротации.

В повседневной жизни максимальная дви­гательная нагрузка, которая выпадает на сустав, связана с надеванием обуви или носков и, в целом, предполагает примерно 160°-170° общей суммарной подвижности, которая включает сгибание, отве­дение и наружную ротацию [36, 53].

Контактное давление в тазобедренном суставе. Биомеханика та­зобедренного сустава сложна и меняется в зависимости от положе­ния человека при ходьбе, в покое, при стрессовых нагрузках. Разли­чают двуопорную фазу шага, когда нагрузка распределяется равно­мерно между двумя суставами и одноопорную фазу, когда масса тела перераспределяется на одну ногу.

В этой фазе шага, в свою очередь, выделяют опору на пятку, опору на всю стопу и толчок передним отделом стопы (пальцами). Суставы испытывают очень большие нагрузки, степень которых зависит от массы тела и скорости движения. Так, при ходьбе со скоростью 1 м/сек. нагрузка на тазобедренный сустав достигает 6 кН, что на порядок больше веса человека.

Х.А.

Янсон усреднил приводимые в литературе показатели нагрузки (Р – вес тела без опорной конечности) на тазобедренный сустав при разных условиях: при сгибании в исследуемом тазобедренном суставе с выпрямленным коленом нагрузка составляет 2,0 Р, с согнутым коленом – 1,0 Р, при разгибании – 2,0 Р, при отведении – 0,6 Р, в положении сидя – 0,1 Р, при опоре на обе ноги – 0,3 Р, при опоре на данную ногу – 2,4 Р, при передвижении в обычном темпе по ровной поверхности – 2,0 Р, при подъеме и спуске по наклонной плоскости – 2,5 Р, при быстрой ходьбе – 4,3 Р [35].

В положении стоя нагрузке подвергается вся суставная поверхность вертлужной впадины и примерно 70-80% головки бедренной кости находится в контакте с суставной впади­ной.

Только нижняя поверхность головки бедренной кости и учас­ток вокруг fovea capituli femoris остаются ненагружаемыми, что соответствует расположению круглой связки бедра и жировой подуш­ки в области fossa acetabuli.

При ходьбе во время движения в суставе свод вертлужной впадины (крыша) не испытывает длительной на­грузки, и только передняя и задняя части головки поддерживают с ней контакт.

Используя для измерений эндопротез тазобедренного сустава, определили, что контактное давление в задневерхнем отде­ле вертлужной впадины при вставании больного со стула было бо­лее 18 МПа.

Этот переход от частичного контакта при движении сус­тава к полному при опоре на ногу является ответственным за изме­нение зоны нагрузки на поверхности головки бедренной кости во время ходьбы.

При наличии дисконгруэнтности во время ходьбы может создаваться контактная область с высоким давлением; одна­ко это не происходит в связи с тем, что в результате деформации двух слоев суставного хряща и подлежащей субхондральной костной тка­ни увеличиваются как зона контакта, так и конгруэнтность сустав­ных поверхностей – таким образом, обеспечивается переход от дис­конгруэнтности в фазе движения в суставе к конгруэнтности при опоре на ногу. Этот переход позволяет суставу распределять боль­шие нагрузочные силы более эффективно. Однако этот переход от дискоигруэнтности к конгруэнтности создает высокое давление в суставе при ходьбе – более 21 МПа. Это высокое давление хорошо переносится здоровым тазобедренным суставом, однако при нали­чии дисплазии сустава регулярные перегрузки одного и того же уча­стка костной ткани приводят к развитию дегенеративно-дистрофи­ческих изменений. Кроме того, возникает практически значимый вопрос, а не является ли это давление фактором, обеспечивающим перенос продуктов стирания полиэтилена (дебриса) в ткани, окру­жающие ножку и вертлужную впадину после эндопротезирования.

Распределение сил в тазобедренном суставе. Общее представление о распределении сил, действующих в тазобедренном суставе, может быть получено при статистическом анализе векторов сил, воздейству­ющих на сустав в одной плоскости во время опоры на ногу.

Два дру­гих метода расчета сил, воздействующих на тазобедренный сустав, предполагают прямое измерение имплантированными приборами, либо математическое моделирование нагрузок на сустав одним из известных способов.

Исследования по распределению нагрузок в тазобедренном суставе важны для того, чтобы лучше понять функ­цию нормального и пораженного суставов, патогенез патологичес­кого процесса в тазобедренном суставе, выработать оптимальный способ лечения с точки зрения выбора наилучшего имплантата, воз­можности выполнения корригирующей остеотомии и составления индивидуальной реабилитационной программы.

Используя плоскостной статический анализ, распределение на­грузки в тазобедренном суставе может быть представлено путем рас­смотрения простой системы рычагов. В положении стоя с опорой на обе ноги центр гравитации тела проходит через диск Thx и Thxl.

Пер­пендикуляр, опущенный из этой точки на горизонтальную ли­нию, соединяющую центры ротации (CR) головок бедренных кос­тей, делит ее на два равных плеча (рис. 1.4).

Если массу тела (58,7 Кг) уменьшить за счет вычитания массы ног до 36,8 Кг, то масса, равная 18,4 Кг, действует на каждую головку бедренной кости.

При одноопорном положении центр гравитации сдвинут вниз к уровню LI11-LIV и при ходьбе меняет свою позицию в соответствии с фазой шага. В этом случае на головку бедренной кости действуют две основные силы (рис. 1.

5): сила К – масса тела минус масса опорной ноги, действует вертикально через рычаг b и сила М, которая опре­деляется усилиями мышц, поддерживающими таз и все тело в равно­весии и действует на CR головки через рычага, опускает таз вниз и латерально.

Соотношение между рычагами а и b составляет 1:3. Зная величину рычагов а и b, можно рассчитать величину результирую­щей силы R, которая действует на головку бедренной кости и скла­дывается из величины массы тела и уравновешивающей его силы мышц.

При одноопорной фазе шага сумма действующих сил отно­сительно центра ротации головки равна нулю, т.е. М х а = К х b.

Мышечная сила М складывается из действия пельвио-трохантерной группы мышц и спинно-круральной. Пельвиотрохантерная груп­па включает mm. gluteus medius и minimus, m. piriformis, m. iliopsoas, их результирующая сила находится в области большого вертела и направлена под углом 29,3° вниз и кнаружи.

Спинно-круральную группу составляют m.tensor fascia lata, m.rectus femoris, m.sartorius, ее равнодействугощая сила расположена в области малого вертела под углом 5,5°, направлена кзади и медиально.

Общая равнодей­ствующая сила М проходит сверху вниз, снутри кнаружи и образует угол 21 ° с вертикальной линией.

Рис. 1.4. Распределение нагрузки на тазобедренные суставы при опоре на обе ноги: К – масса тела за исключением массы обеих нижних конечностей, CR – центр ротации головок бедренных костей. (Bombelli R.. 1983).

Рис. 1.5. Сила, действующая на тазобедренный сустав при одноопорной фазе шага, может быть разложена на две составляющие: К – масса тела за исключением массы конечности действует вертикально через рычаг b; сила мышц абдукторов М поддерживает равновесие таза и действует на центр ротации CR через рычаг а. При равновесии таза К х b=M x а. (Bombelli R., 1983).

В свою очередь, силу М можно представить из двух составляю­щих: сила Рm направлена вертикально вниз, а сила Qm – горизон­тально в латеральном направлении. Таким образом, на центр ротации головки бедренной кости действуют следующие силы: Рm и К в вертикальном и каудальном направлении и Qm в горизонтальном и латеральном направлении (рис. 1.6).

Рис. 1.6.

Вертикальная сила R, которая действует своими двумя составля­ющими – Рm (сила давления вертлужной впадины на головку) и Qm (сила, направленная на смещение головки бедра кнаружи), уравновешивается силой противодавления земли R1, которая в свою очередь представлена вертикальной составляющей Р и горизонтальной составляющей Q. Все действующие силы находятся в состоянии равновесия только при гори­зонтальном наклоне вертлужной впадины.

Параллельно действующие силы К и Рm складываются, в результате чего получается результирую­щая сила R, которая направлена под углом 15,4° к вертикальной линии. Этой силе противостоит равная и направленная противопо­ложно сила R1, которая вдавливает головку в вертлужную впадину.

В свою очередь, косо направленная сила R1может быть представле­на двумя силами: силой втягивания головки в вертлужную впадину (Qm) и силой компрессии головки (Р). Каждой из этих сил противо­стоят эквивалентные, но разнонаправленные силы, составляющие результирующую силу R. Важно видеть различия между результиру­ющими силами R и R1.

Сила R направлена в центр головки и не за­висит от положения и наклона вертлужной впадины. Противостоя­щая ей сила R1 – это сила противодавления головки бедренной кости и вертлужной впадины, и она действует непосредственно через свод вертлужной впадины: сдавливающая сила Q направлена параллель­но поверхности хряща, а сила Р – перпендикулярно этой поверхнос­ти.

Их величина и направление зависят от инклинации вертлужной впадины. Только когда свод вертлужной впадины располагается го­ризонтально, все четыре силы находятся в равновесии.

Если свод вертлужной впадины имеет кранеолатеральную инклинацию (при дисплазии вертлужной впадины), сила Q уменьшается и преоблада­ет сила Qm, направленная на смещение головки бедренной кости из вертлужной впадины. С уменьшением силы Q происходит компенса­торное увеличение силы компрессии головки Р.

Именно этот дисба­ланс сил приводит к постепенному подвывиху головки бедренной кости с образованием остеофита по нижне-внутренней поверхности головки бедренной кости. При краниомедиальной инклинации верт­лужной впадины (последствия перелома дна вертлужной впадины или ревматоидного артрита) увеличивается сила Q, направленная на смещение головки внутрь, а сила Р уменьшается (рис. 1.7, 1.8).

Рис. 1.7. При косом расположении вертлужной впадины равновесие сил нарушается.

При краниолатеральной инклинации (а) преобладают силы, направленные на смещение головки бедренной кости из вертлужной впадины; при краниомедиальном расположении суставной поверхнос­ти вертлужной впадины (с) увеличивается сила Q, что приводит к избы­точному давлению головки в медиальном направлении в сравнении со здоровым суставом (b). (R.Bombelli, 1983).

Важным моментом в оценке биомеханических предпосылок раз­вития многих патологических процессов является анализ формулы равенства момента сил.

При уменьшении расстояния между большим вертелом и центром ротации головки бедренной кости (это наблю­дается при coxa valga, укорочении шейки бедра вследствие травмы или перенесенной болезни Легг-Кальве-Пертеса и др.

) уменьшает­ся плечо а, что приводит к пропорциональному увеличению мышеч­ной силы М и суммарной силы R и R1 воздействующих на тазобед­ренный сустав (согласно формуле R = К х b/а) [49].

При увеличении расстояния между большим вертелом и центром ротации головки бедренной кости (coxa vara ) увеличивается плечо рычага равнодействующей мышечной силы и соответственно умень­шается величина равнодействующей силы мышц М.

                                                                                                                                                                                                                                       

Рис. 1.8. Рентгенограмма и скиаграмма больной С. с протрузионным коксартрозом. Развитию дегенеративно-дистрофических изменений способ­ствовала перегрузка сустава вследствие краниомедиальной инклинации вертлужной впадины после неправильно сросшегося перелома ее дна.

Сгибательно-приводящая контрактура сустава с наружной уста­новкой ноги, наиболее часто встречающаяся при коксартрозе, обус­ловливает значительное увеличение нагрузки на тазобедренный сус­тав.

При этом наблюдается перекос таза, что приводит при опоре на больную ногу к более значительному смещению центра тяжести в сторону неопорной нижней конечности. В результате увеличивается плечо рычага силы тяжести больного, а значит и момент силы К х b.

В соответствии с этим для уравновешивания сустава необходима большая мышечная сила М, что, в конечном итоге, увеличивает об­щую нагрузку на сустав [29].

Приведенные принципы и расчеты нагрузки на тазобедренный су­став распространяются на случаи имплантации искусственного суста­ва (эндопротеза). Интересные данные были получены при триаксиальной телеметрии после тотального эндопротезирования тазобедрен­ного сустава. В положении опоры на две ноги измеряемая нагрузка на сустав равнялась массе тела.

Одноопорная нагрузка на ногу соответ­ствовала 2,1 массы тела, пики нагрузки наблюдались при ходьбе и измерялись от 2,6 до 2,8 массы тела. Телеметрические измерения выя­вили появление больших сил, направленных на скручивание при ро­тационных движениях в области головки и шейки эндопротеза при ротационных движениях – их величина была более 22 N х m.

Справочная литература

1. Абелева Г.М., Башуров З.К., Машков В.М. К истории развития эндопротезирования сустава за рубежом//Травматология и ортопедия России. – 1994. – №5. – С. 133-151.

2. Верещагин А.П. с соавт. Опыт эндопротезирования головки и шейки бедренной кости у больных пожилого и старческого возраста // Ортопедия, травматология и протезирование. 1983. №2. С. 22-25.

3. Вирабов С.В. Эндопротезирование тазобедренного сустава разборным многокомпозиционным тотальным эндопротезом конструкции автора: Автореф. дисс. … д-ра мед. наук (14.00.22). – М., 1987. – 30 с.

4. Войтович А.В., Самойлов К.А., Кунин А.Г., Зураев О.А., Федюнина С.Ю., Шубняков И.И. Медицинская реабилитация больных с переломами проксимального отдела бедренной кости //Материалы VI съезда травматологов-ортопедов СНГ.- Ярославль, – 1993. – С. 52-53.

5. Войтович А.В., Шубняков И.И., Аболин А.Б., Парфеев С.Г., Зураев О.А., Дзахов А.С., Гончаров М.Ю., Парфеев Д.Г. Экстренное оперативное лечение больных пожилого и старческого возраста с переломами проксимального отдела бедренной кости //Травматология и ортопедия России. – 1996. – №3. – С. 32-34.

6. Воронцов А.В. Новый способ эндопротезирования головки бедра // Вестн.хирург. – 1979. – №5. – С. 124-125.

7. Воронцов С.А. Современный разборный эндопротез тазобедренного сустава отечественного производства // Травматол. и ортопед. России. – 1995. – № 4. – С. 106-110.

8. Гехт И.А. Медико-демографическое и социально-гигиеническое значение проблемы постарения населения. //Практическая гериатрия.- Самара, 1995.- С.20-24.

9. Гехт И.А., Зенина Л.А. Постарение населения и некоторые вопросы организации медицинской помощи. //Геронтология и гериатрия.- Самара., 1996.- С.25-26.

10. Демьянов В.М., Машков В.М., Абелева Г.М., Мартынова Н.В. Современное состояние эндопротезирования по данным мировой литературы // Вестн. хир. – 1986. – № 4. – С. 141-146.

11. Загородний Н.В. Эндопротезирование при повреждениях и заболеваниях тазобедренного сустава. Дисс….докт.мед.наук, (14.00.22., 14.00.41). Москва, 1998. – 347 с.

12. Зырянова Т.Д., Шендеров В.А. Итоги 15-летнего периода тотального эндопротезирования тазобедренного сустава // Материалы VI съезда травматологов ортопедов СНГ. – Ярославль, 1993. – С. 177-178.

13. Ильин А.А., Загородний Н.В., Мамонов А.М., Балберкин А.В., Карпов В.Н., Макунин В.И., Магомедов Х.М., Палтиевич А.Р. Обоснование конструкции и исследование биомеханического поведения клиновидной ножки цементной фиксации эндопротезов тазобедренного сустава//Вестник травматологии и ортопедии им. Н.Н.Приорова. – 2005. – №3. – С. 3-10.

14. Каплан А.В., Лирцман В.М., Скворцов В.А. Ошибки и осложнения при эндопротезировании головки бедренной кости эндопротезом Мура-ЦИТО у лиц пожилого и старческого возраста // Ортопедия, травматология и протезирование. 1976. №11. С. 16-22.

15. Кегги К.Дж., Хуо М.Ш., Заторски Л.И. Передний доступ к тотальному замещению тазобедренного сустава // Материалы VI съезда травматологов ортопедов СНГ. – Ярославль, 1993. – С. 432-446.

16. Кикачеишвили Т.Т., Соболев И.П., Безгодков Ю.А. Эндопротезирование тазобедренного сустава конструкцией Кикачеишвили: анализ тринадцатилетнего опыта // Травматология и ортопедия России. 1996. №3. С. 17-21.

  1. Кованов В.В., Травин А.А. Хирургическая анатомия конечностей человека.//Москва, «Медицина». – 1983. – 495 с.
  2. Корж А.А., Танькут В.А. Эндопротезирование тазобедренного сустава (актуальность и перспективы) // Ортопедия, травматология и протезирование. – 1995. – № 4. – С. 4-8.
  3. Корнилов Н.В., Машков В.М. Развитие тотального эндопротезирования тазобедренного сустава металлоконструкцией Сиваша в РосНИИТО им. Р.Р.Вредена// Травматология и ортопедия России. – 1996. – №3. С. 5-8.
  4. Кузьменко В.В., Фокин В.А. Эндопротезирование тазобедренного сустава, современное состояние и перспективы развития метода // Ортопедия, травматология и протезирование – 1991. – № 10. – С. 74-78.
  5. Кулиш Н.И., Танькут В.А. Некоторые аспекты протезирования тазобедренного сустава (обзор литературы) // Ортопедия, травматология и протезирование. – 1981. – № 3. – С. 64-70.
  6. Лирцман В.М., Зоря В.И., Гнетецкий С.Ф. Проблема лечения переломов шейки бедра на рубеже столетий. //Вестн. травматол. и ортопед. – 1997. – №2. – С. 12 – 19.
  7. Мовшович И.А., Хуснитдинов А. и др. Замещение тазобедренного сустава металлополимерным протезом // Ортопедия, травматология и протезирование. 1979. №11. С.37-42.
  8. Мюллер М.Е., Альговер М., Шнейдер Р., Вилленегер Х. Руководство по внутреннему остеосинтезу, 1992
  9. Островерхов Г.Е., Бомаш Ю.М., Лубоцкий Д.Н. Оперативная хирургия и топографическая анатомия.//Курск, Издательство Курского Государственного Медицинского Университета. – 1998. – 718 с.
  10. Сиваш К.М. Метод полной замены тазобедренного сустава металлическим при анкилозирующем спондилоартрите: Дисс…. д-ра мед.наук. – М., 1964. – 305 с.
  11. Тихилов Р.М., Шаповалов В.М. Деформирующий артроз тазобедренного сустава. – СПб. : [б.и.], 1999. – 112 с.
  12. Шапиро К.И. Частота поражений крупных суставов у взрослых // Диагностика и лечение повреждений крупных суставов. – СПб., 1991. – С. 3-5.
  13. Шаповалов В.М., Шатров Н.Н., Тихилов Р.М., Штильман Н.В., Печкуров А.Л. Распределение нагрузок в тазобедренном суставе при дисплазии вертлужной впадины и остеонекрозе головки бедренной кости// Травматол. и ортопедия России. – 1998. – №3. – С.22-26.
  14. Шендеров В.А. Тотальное сохранно-корригирующее эндопротези-рование тазобедренного сустава: Автореф. дисс. … д-ра мед. наук (14.00.22). – Иркутск, 1991. – 452 с.
  15. Шерепо К.М. О бесцементном эндопротезе тазобедренного сустава // Ортопед. травматол. – 1988. – № 3. – С. 58-62.
  16. Шершер Я.И. Новый тотальный эндопротез тазобедренного сустава. Ортопедия, травматология и протезирование. 1977. №12. С. 68-72.
  17. Шестерня Н.А. Современные методы лечения и анализ внутри- и околосуставных переломов длинных трубчатых костей: Дисс…. докт. мед. Наук (14.00.22). – Москва, 1992. – 240 с.
  18. Юмашев Г.С., Лавров И.Н. Эндопротезирование суставов при помощи имплантатов из углеродных материалов // Ортопедия, травматология и протезирование. 1982. № 11. С.12-15.
  19. Янсон Х.А. Биомеханика нижней конечности человека. – Рига: Зинатне, 1975. – 324 с.
  20. Baker AS, Bitounis VC: Abductor function after total hip replace­ment: An electromyographic and clinical review. J Bone Joint Surg 7IB:47,1989.
  21. Beck M, Sledge JB, Gautier E, et al: The anatomy and function of the gluteus minimus muscle. J Bone Joint Surg 82B:358-863,2000.
  22. Bombelli R.: Structure and function in normal and abnormal hip: how to rescue mechanically jeopardized hip. – 3-rd. ed., rev. and enl.p. – Berlin, Heidelberg, New York: Springer Verlag, 1993. – 221 p.
  23. Bos JC, Stoeckart R, Klooswijk AI, et al: The surgical anatomy of the superior gluteal nerve and anatomical radiologic bases of the direct lateral approach to the hip. Surg Radiol Anat 16:253-258,1994.
  24. Callaghan JJ: Difficult primary total hip arthroplasty: Selected sur­gical exposures. Instr Course Lect 49:13-21,2000.
  25. Carr A.G., Morris R.W., Murray D.W., Pynsent P.B. Survival analysis in joint replacement surgery // J. Bone Jt. Surgery. – 1993. – V. 75-B, № 2. – P. 178-182.
  26. Clark JM, Freeman MAR, Witham D: The relationship of neck orien­tation to the shape of the proximal femur. J Arthroplasty 2:99,1987.
  27. Clark JM, Haynor DR: Anatomy of the abductor muscles of the hip as studied by computed tomography. J Bone Joint Surg Am 69:1021-1031,1987.
  28. Diab M, Clark JM, Weis MA, Eyre DR.: Acetabular augmentation at six- to 30-year follow-up. A biochemical and histological analysis. J Bone Joint Surg Br. 2005 Jan;87(1):32-5.
  29. Ebraheim NA, Olexa TA, Xu R, et al: The quantitative anatomy of the superior gluteal artery and its location. Am J Orthop 27:427-431,1998.
  30. Feugier P, Fessy MH, Bejui J, Bouchet A: Acetabular anatomy and the relationship with pelvic vascular structures. Implications in hip surgery. Surg Radiol Anat 19:85-90,1997.
  31. Gautier E, Ganz K, Krugel N, et al: Anatomy of the medial femoral circumflex artery and its surgical implications. J Bone Joint Surg 82B:679-683,2000.
  32. Gottschalk F, Kourosh S, Leveau B: The functional anatomy of ten­sor fasciae latae and gluteus medius and minimus. J Anat 166:179-189,1989.
  33. Jerosch J, Steinbeck J, Stechmann J, Güth V.: Influence of a high hip center on abductor muscle function. Arch Orthop Trauma Surg. 1997;116(6-7):385-9.
  34. Kusswetter W. Introduction // Noncemented total hip replacement / International Symposium Tubingen. – Stuttgart-N.Y., 1991. – P. 1-3.
  35. Lewallen DG: Neurovascular injury associated with hip arthro­plasty. Instr Course Lect 47:275-283,1998.
  36. Malchau H, Herberts P, Eisler T, Garellick G, Soderman P: The Swedish Total Hip Replacement Register. J Bone Joint Surg Am. 2002;84-A Suppl 2:2-20.
  37. McGrory BJ, Morrey BF, Cahalan TD, et al: Effect of femoral offset on range of motion and abductor muscle strength after total hip arthroplasty. J Bone Joint Surg 77B:865-869,1995.
  38. Morscher E. Endoprosthetic surgery in 1988 // Ann. Chir. Gynaecol. – 1989. – V. 78, № 3. – P. 242-253.
  39. Morscher E., Schmassmann A. Failures of total hip arhtroplasty and probable incidence of revision surgery in the future // Arch. Orthop. Trauma Surg. – 1983. – V. 101, № 2. – P. 137-143.
  40. Nachbur B, Meyer RP, Verkkala K, Zurcher R: The mechanisms of severe arterial injury in surgery of the hip joint. Clin Orthop 141:122-133,1979.
  41. Ritter MA, Keating EM, Faris PM.: Survival of cemented total hip replacements. Semin Arthroplasty. 1990 Jul;1(1):7-11.
  42. Thorngren K.G. Full treatment spectrum for hip fractures: operation and rehabititation// Acta Orthop.Scand.- 1997.-V.68,N.1.-P.1-2.
  43. Uhthoff H.K. The evolution of total hip replacement // Non-cemented total hip replacement. – Stuttgart, 1991. – P. 4-7.
  44. Wedge JH, Munkacsi I, Loback D.: Anteversion of the femur and idiopathic osteoarthrosis of the hip. J Bone Joint Surg Am. 1989 Aug;71(7):1040-3.
  45. Zethraeus N., Stromberg Z., Jonsson B. et al.: The cost of a hip fracture. Acta Orthop.Scand.-1997.-V.68, N.1-P.13-17.

Источник: https://megaobuchalka.ru/13/39139.html

Биомеханические методы оценки функционального состояния пациентов при эндопротезировании тазобедренных суставов

Биомеханика тазобедренного сустава: Биомеханика и распределение нагрузки на тазобедренный сустав человека

С помощью программно-аппаратного комплекса «F-scan» американской компании Tekscan Inc. проведено сравнение количественных характеристик походки и распределения нагрузок на отделы стоп у различных групп больных до операции и после тотального эндопротезирования тазобедренного сустава.

Через 10–15 дней после операции более высокие биомеханические показатели получены в группе пациентов с двумя тотальными эндопротезами, чем в группе с одним эндопротезом, что говорит о целесообразности оперативного лечения второго пораженного тазобедренного сустава в ранние сроки после протезирования первого.

Ключевые слова: подография, компьютерный анализ, эндопротезирование тазобедренного сустава. 

Введение. 

Дегенеративно-дистрофические заболевания тазобедренного сустава занимают ведущее место среди аналогичных поражений других суставов.

Их характеризуют прогрессирующее течение, выраженный болевой синдром, резкое нарушение функции конечности, являющиеся наиболее частой причиной снижения трудоспособности и инвалидизации больных ортопедического профиля [1, 2, 3, 4, 5]. Чаще всего страдает самый крупный сустав – тазобедренный [6, 7].

Тяжесть дегенеративно-дистрофических заболеваний тазобедренных суставов обусловлена и тем, что у 50–80% больных поражены оба сустава. Преимущественно страдают лица от 20 до 50 лет, которые составляют более 80% больных социально активных возрастных групп.

Эти изменения усиливают болевой синдром, ограничивают подвижность в соответствующих звеньях опорно-двигательной системы и вторично влияют на ухудшение биомеханики ходьбы и стояния [8, 9, 10, 11, 12, 13].

Степень нарушения ходьбы зависит не только от выраженности патологических изменений в более страдающем тазобедренном суставе, но и от состояния контрлатеральной конечности. Изменения биомеханических параметров ходьбы по мере прогрессирования коксартроза соответствуют динамике клинической оценки, при этом величина нагрузки на больную ногу снижается и становится неравномерной [14].

Цель исследования – количественная оценка характеристик походки и распределения нагрузок на отделы стоп у больных коксартрозом до и после тотального эндопротезирования тазобедренного сустава.

Методы исследования

Для выработки правильной тактики лечения больных с дегенеративно-дистрофической патологией тазобедренного сустава и объективизации его эффективности необходима количественная оценка функционального состояния опорнодвигательной системы. Наиболее объективные показатели дает подография. Подография (греч.

pus, podos стопа, нога + grapho писать, изображать) – метод регистрации длительности отдельных периодов шага: длительность фаз цикла – периодов опоры, переноса, двойной и одиночной опоры. Для выполнения подографии необходимы дорожка с металлическим покрытием и обувь, снабженная металлическими пластинами – электрическими контактами.

Обычно используют две пластины: пяточную и носочную. Авторы используют различные устройства для подографии с применением контактных дорожек [15, 16, 17].

Современные приборы, предназначенные для регистрации временных характеристик шага, как правило, используют контактные технологии, полупроводниковые резисторы с большой площадью, стельки с сенсорными зонами толщиной 4 мм, которые можно вкладывать в обувь.

В последнее время были разработаны компьютеризированные комплексы «МБНБИОМЕХАНИКА» (Россия), «F-scan» (США) и другие [18, 19, 20, 21, 22, 23], позволяющие быстро зарегистрировать и обработать большое количество параметров, характеризующих качество ходьбы.

Эти методики комплексно оценивают особенности походки больных с патологией тазобедренного сустава. Для изучения пространственно-временных характеристик походки пациентов мы использовали подографию. Толчковые функции нижних конечностей оценивались при помощи программно-аппаратного комплекса «F-scan» американской компании Tekscan Inc.

, регистрирующего изменения давления, производимого больным при ходьбе на стельки, снабженные барорецепторами (рис. 1). Сенсорные стельки являются уникальной разработкой американской компании Tekscan Inc. При толщине всего в 0,15 мм они позволяют регистрировать приходящееся на них усилие с высокой точностью и частотой. Величина отдельного сенсора в стельке всего 5×5 мм, стельки легко режутся ножницами для придания им формы в соответствии со стопой обследуемого (рис. 2). 

Рис. 1 Сенсорная стелька
(из информа- ционных материалов).

Рис.2 Внешний вид исследования (из информационных материалов).

Методика обследования

Изучение ходьбы без дополнительной опоры осуществляется следующим образом: обследуемый надевает обувь с сенсорными стельками, проходит 8–10 метров обычной походкой, соблюдая одинаковый темп.

Информация о давлении различных участков стопы на стельки во время ходьбы обрабатывается с помощью компьютера по специальному алгоритму.

Вычисляются периоды опоры и переноса каждой конечности, коэффициент ритмичности ходьбы (рис. 3).

Рис. 3 Распределение давления стоп на опорную поверхность при ходьбе. Графическое изо- бражение циклов шага.

Рис. 4 Исследование опорных функций различных отделов стоп.

Для исследования опорных функций различных отделов стопы обследуемый без обуви встает на стельки в стандартной ортоградной позе (рис. 4). На дисплей транслируется наглядная графическая картина взаимодействия стопы с опорной поверхностью. Оценивается распределение производимого давления на ее различные отделы в процентах и перемещение горизонтальной проекции общего центра масс (рис. 5).

Рис. 5 Распределение давления стоп на опорную поверхность при стоянии.

При оценке опороспособности нижних конечностей обследуемый встает в удобной позе, с опорой каждой ноги на отдельные весы: ноги на ширине плеч, ступни развернуты под углом 30°, руки по швам, голова расположена прямо, взгляд направлен горизонтально (стандартная ортоградная поза). Нагружение на каждую ногу региструется с помощью весов в килограммах.

Показатели ходьбы и опорности стоп в норме.

В различных источниках литературы приводятся показатели опороспособности конечностей в норме, процентного распределения нагрузки на различные отделы стоп, расположения горизонтальной проекции центра масс [24, 25, 26], объема движения отделов позвоночника [27, 28]. Однако эти данные очень вариабельны.

Поэтому для дальнейшей работы нами проведено самостоятельное изучение вышеуказанных показателей в норме с использованием стандартных методик [29]. Нами были обследованы 29 клинически здоровых человек (15 мужчин, 14 женщин), в том числе 22 сотрудника Нижегородского НИИ травматологии и ортопедии и 7 студентов Нижегородской медицинской академии.

Границы возраста обследованных составили от 19 до 49 лет. Распределение нагрузки на различные отделы стоп изучалось при помощи программно-аппаратного комплекса «F-scan» (США). Пациент в стандартной ортоградной позе без обуви встает на сенсорные стельки. Производится регистрация распределения давления на различные отделы стоп во время стояния.

В наших исследованиях эти параметры составили: на передний отдел – 39,6±3,1%, на задний – 60,4±3,1% от давления на всю стопу. Кроме того, изучалось расположение в норме горизонтальной проекции общего центра масс. В наших исследованиях этот параметр составил 20–80 мм кпереди от линии голеностопных суставов.

Информация о давлении различных участков стопы на стельки во время ходьбы обрабатывалась с помощью компьютера по специальному алгоритму. Вычислялись периоды опоры и переноса каждой конечности, коэффициент ритмичности ходьбы (таблица 1).

Как видно из таблицы, наши результаты в группе здоровых лиц в возрасте от 19 до 49 лет близки к опубликованным; зависимости этих показателей от пола и возраста мы не выявили. Результаты обработаны общепринятыми методами вариационной статистики для относительных величин с вычислением средней ошибки с помощью пакета прикладных программ Microsoft Excel.

Основные результаты. Нами обследованы 49 человек с посттравматическим деформирующим артрозом тазобедренных суставов III степени (мужчин – 27, женщин – 22), которым впоследствии было выполнено эндопротезирование тазобедренного сустава.

Применялись тотальные эндопротезы тазобедренных суставов «Biomet», «Mathys», «Zimmer». Из всех больных 18 обследованы в послеоперационном периоде после одностороннего эндопротезирования тазобедренного сустава и 8 – после двустороннего эндопротезирования.

Таблица 1. Распределение нагрузки на нижние конечности, пространственно-временные характеристики ходьбы в норме

До операции все пациенты пользовались дополнительными средствами опоры (93% – трость, 7% – костыли). При стоянии нагрузка на «больную» конечность (от общего веса) составило 16,62±7,52%.

При этом горизонтальная проекция центра масс «больной» конечности во всех случаях была смещена к середине или к переднему отделу стопы. Коэффициент ритмичности ходьбы был 0,58±0,02, период опоры «больной» ноги составлял 50±2,1%, период переноса – 50±1,6% (от цикла шага).

Исследования после операции осуществлялись с использованием больными двух костылей.

Среди больных, которым выполнено эндопротезирование, менее выраженные положительные функциональные результаты получены у больных с двусторонним коксартрозом II–III, III–III стадий, которым тотальное эндопротезирование тазобедренного сустава выполнено только с одной стороны.

Коэффициент ритмичности ходьбы стал 0,76±0,06, период опоры оперированной ноги составлял 55±4,1%, период переноса – 45±2,4% (от цикла шага). Нагружение оперированной конечности при стоянии возросло до 30,2±6,7% (р < 0,01).

Горизонтальная проекция центра масс оперированной конечности во всех случаях была в области пятки или несколько смещена к середине стопы. Более выраженные (по сравнению с предыдущей группой) положительные функциональные результаты получены у больных с двусторонним коксартрозом или асептическим некрозом головки бедренной кости III стадии, которым было выполнено тотальное эндопротезирование второго тазобедренного сустава. Коэффициент ритмичности ходьбы стал 0,81±0,13, период опоры оперированной ноги составил 58±2,1%, период переноса – 42±1,8% (от цикла шага). 

Значительно увеличилась возможность нагружения оперированной конечности – с 16,62±7,52% до 32,2±3,7% (р < 0,01), что составило 40,0±2,3% от общего веса. Горизонтальная проекция центра масс оперированной конечности во всех случаях была в области пятки. Динамика изменения этих показателей представлена в таблице 2.

Таблица 2. Рfспределение нагрузки на нижние конечности, пространственно-временные харктеристики ходьбы на 10-15-й день после эндопротезирования тазобедренного сустава

Обсуждение

Эндопротезирование больных с заболеваниями тазобедренного сустава является эффективным методом лечения, который в 96,4% наблюдений обеспечивал положительный результат. Сравнивая результаты эндопротезирования разных групп, можно отметить, что они не равнозначны.

При двустороннем коксартрозе эндопротезирование одного тазобедренного сустава несомненно улучшает функциональные возможности больного: возрастает опорность (р < 0,046), нормализуется распределение нагрузок по отделам стопы оперированной конечности (снижение на передний отдел, р < 0,032, увеличение на задний, р < 0,029).

Временные показатели цикла шага незначительно отличаются от таковых до операции, имеется тенденция возрастания коэффициента ритмичности ходьбы (р < 0,094). Однако вторая конечность (неоперированная) остается «больной». В данном случае вырабатывается новый сложный двигательный стереотип, и поэтому в целом функциональные результаты оперативного вмешательства выражены недостаточно.

Через 10–15 дней после тотального эндопротезирования тазобедренного сустава наиболее высокие биомеханические показатели получены в группе с двумя тотальными эндопротезами: существенно возрастает коэффициент опорности при стоянии (р < 0,0001), временные показатели цикла шага значительно отличаются от таковых до операции – нормализуются показатели опоры (р < 0,017) и переноса (р < 0,009), возрастает коэффициент максимальной силы толчка (р < 0,005) оперированной конечности, что говорит о целесообразности оперативного лечения второго пораженного тазобедренного сустава в ранние сроки после протезирования первого. 

Литература

  1. Ежов Ю.И. Реконструктивно-восстановительные операции при дегенеративно-дистрофических заболеваниях тазобедренного сустава: авто
  2. реф. дис. … д-ра мед. наук. М. 1989. 30 с.
  3. Мителева З.М. Клинико-биомеханическое обоснование хирургической профилактики и лечения диспластического коксартроза: автореф. дис. … д-ра мед. наук. Киев. 1990. 40 с.
  4. Хирургическое лечение дегенеративно-дистрофических поражений тазобедренного сустава. //Н.В.Корнилов, А.В.Войтович, В.М.Машков и др. СПб.: «ЛИТО Синтез». 1997. С. 33–61.
  5. Куликовский Б.Т., Лиев А.А. Роль мышц тазового пояса и нижних конечностей в генезе коксартроза. //Биомеханика и новые концепции физкультурного образования и системы спортивной подготовки. Нальчик. 1999. С. 156–158.
  6. Cho K.J., Rah U.W. Study of the lumbar curvature with various factors of pelvis inclination. Change of radiographic lumbar curvature according to hip joint flexion. //Yonsei-Med. J. 1995. № 2. P. 153–1160.
  7. Дрейер А.Л. Деформирующий артроз тазобедренного сустава: автореф. дис. … д-ра мед. наук. Л. 1971. 40 с.
  8. Гурьев В.Н. Двусторонний коксартроз и его оперативное лечение. Таллин: Валгус. 1975. 276 с.
  9. Глазырин Д.И., Мякотина Л.И. Комплексное биомеханическое исследование функционального состояния позвоночника в статике и ходьбе. //Тр. первой обл. конф. по изобретательству и рационализации в травматологии и ортопедии. Свердловск. 1973. С. 67–68.
  10. Дзяк А. Крестцовые боли. М.: Медицина. 1981. С. 48–71.
  11. Гершевич В.И. Клинико-функциональные критерии нарушения статикодинамической функции больных коксартрозом в оценке их трудоспособности: автореф. дис. … канд. мед. наук. Л. 1989. 24 с.
  12. Polster J. Biomechanics of the hip joint. //Radiologe. 1990. V. 30. № 3. P. 135–140.
  13. Paguet N., Malouin F., Richards Cl. Hip-spine movement interaction and muscle activation patterns curing sagittal trunk movements in low back pain patients. //Spine. 1994. V. 19. № 5. P. 596–603.
  14. Correlation of spinal with the severity of chronic lower back pain / Kang S.W., Lee W.N., Moon J.H., Chun S.I. //Yonsei-Med.-J. 1995. V. 36. № 1. P. 37–44.
  15. Мицкевич В.А., Жиляев А.А. Оценка функции ходьбы у больных коксартрозом до и после операции эндопротезирования тазобедренного сустава. //VI Съезд травматологов и ортопедов России: тез. докл. Н. Новгород. 1997. 843 с.
  16. Янсон Х.А. Биомеханика нижней конечности человека. Рига: Зинатне. 1975. 365 с.
  17. Витензон А.С. Исследование биомеханических и нейрофизиологических закономерностей нормальной и патологической ходьбы человека: автореф. дис. … д-ра мед. наук. М. 1982. 35 с.
  18. Мителева З.М., Павленко С.И. Стабилографические исследования больных поясничным остеохондрозом с выраженным болевым синдромом. //IX съезд травматологов-ортопедов Украины: тез. докл. Запорожье. 1983. С. 123–124.
  19. Аграновский С.Г., Мурашко С.К. Ортопедический компьютерный комплекс с тактильными стельками на основе «электронной кожи». // Биомеханика на защите жизни и здоровья человека: I всерос. конф.-ярмарка: тез. докл. Н.Новгород. 1992. Т. 2. С. 5–6.
  20. Quantitative gait evaluation of hip diseases using principal component analysis./ Yamamoto S., Suto Y., Kawamura H. et al. //J. Biomech. 1983. V. 16. № 9. P. 717–726.
  21. Winter D.A. Biomechanics and motor control of human movement. Chichster; Toronto; Singapure: John Wiley & Sons. Inc. N.Y. 1990. 277 p.
  22. Podoloff R.M., Benjamin M. A pressure mapping system for gait analysis. // Sensor. May. 1991. 201 p.
  23. A preliminary analysis of the feited-foam dressing for the management of diabetic foot ulcerations using F-scan technologi /Guirini J., Barry D., Chrzan J. et al. //Proceedings of the III. Emed user mecting. Flagstaff. AZ. 1992. P. 119–127.
  24. Young C.R. The F-scan system of foot pressure analysis. //Clin. in Pediatr. Med. Surg. 1993. V. 10. № 3. P. 142–151 .
  25. Гурфинкель В.С., Коц Я.М., Шик М.Л. Регуляция позы человека. М.: Наука. 1965. 256 с.
  26. Скворцов Д.В. Клинический анализ движений. Анализ походки. М.: МБН. 1996. 344 с.
  27. Скворцов Д.В. Клинический анализ движений. Стабилометрия. М.: МБН. 2000. 190 с.
  28. Гамбурцев В.А. Гониометрия человеческого тела. М.: Медицина. 1973. 200 с.
  29. Маркс В.О. Ортопедическая диагностика: (руководство-справочник). Минск: Наука и техника. 1978. 510 с. 29. Рукина Н.Н. Биомеханические аспекты функционального состояния позвоночника у больных с дегенеративно-дистрофическими заболеваниями тазобедренного сустава: автореф. дис. …канд.мед.наук. М. 2002. 22 с.

     

Источник: https://tekscan.ru/a165454-biomehanicheskie-metody-otsenki.html

Medic-studio
Добавить комментарий