Hip biomechanika

Video: biomechaniky vnútorné stehenné svaly ^ _ ^ Anatómia a 3D analýza cvičenia

bedro má 3 stupne voľnosti, pretože umožňuje bedra pohyb v smere predozadnom v smere spätného pohybu (kolmo k prvému smeru), a otáčajúce sa okolo zvislej osi otáčania, ktorý poskytuje všetky stôp (prsty vpred a do strán). Je potrebné poznamenať, že všetky tieto pohyby sú obmedzené na väzov. V každom kroku nohu, ktorý podporuje osobu, otáča vzhľadom k panvici asi 1 radián (57 °). Tak kĺbovej povrch stehennej kosti (hlava), ktorej polomer je približne 2 cm, sa posúva pozdĺž povrchu jamky a cestu prebieha približne rovná polomeru (2 cm).

V súlade s tvarom bedrového kĺbu a stavu okolité tkanivá, je maximálna celková amplitúda pohybu flexie-predĺženie 140 °, adduction-únosu - 75 ° otáčania a - 90 °. Pri chôdzi používajú pohyby amplitúdy v bedrovom kĺbe je oveľa menej potenciálne možné: flexor a extensor hnutia nepresiahne 50 - 60 ° s minimálnou ovládacou, zaťahovanie a rotácie. V každodennom živote, je maximálne zaťaženie motora, ktorý pripadá na bedrový kĺb, spojený s obúvanie alebo ponožky, a všeobecne vyžaduje asi 160-170 ° celkovú celkovú pohyblivosť, ktorá zahŕňa flexi, únosu a vonkajšie rotáciu.

Kontaktný tlak v bedrovom kĺbe.

Biomechanika bedrového kĺbu je zložitá a líši sa v závislosti na polohe osoby chôdzu, sám, pod napätím. Rozlíšiť dvojito kroku fáze, kedy je záťaž rovnomerne rozdelená medzi dvoma kĺbmi, a to buď jednotlivo-fáze, kedy je telesná hmotnosť rozdeleného na jednej nohe. V tomto kroku fázy zase vyčlenila prostriedky na podporu päty na celé chodidlo a zatlačte prednej časti (prstami). Kĺby majú veľmi veľkú záťaž, stupeň, ktorý závisí od hmotnosti a rýchlosti pohybu. Tak, pri chôdzi sa rýchlosťou 1 m / s zaťaženia bedrového kĺbu je 6 kN, čo je oveľa viac váhy osoby.

HA Janson priemeru literatúru citovanú v parametroch zaťažení (P - telesná hmotnosť bez ložiska končatiny), na bedrovom kĺbe za rôznych podmienok: pri skúške na flexia bedrového kĺbu s vyrovnanú kolenné zaťaženie je 2,0 F s tým, že koleno ohnuté - 1,0 P, v predĺžení - 2,0 P na únose - 0,6 P, v sede - 0,1 P, zároveň sa opiera na oboch nohách - 0,3 P, sa opiera o tejto nohe - 2,4 P, zatiaľ čo sa pohybuje v normálnom krokom na rovnú plochu - 2,0 P, výstupu a zostupu pozdĺž naklonenej roviny - 2,5 P pri rýchlej chôdzi - 4,3 R.

Pri zaťažení stoji prechádza celý povrch kĺbu bedrového kĺbu kĺbovej jamky a asi 70 až 80% z hlavice stehennej kosti, je v kontakte s kĺbovej dutiny. Iba dolnej povrch hlavice a oblasť okolo fovea Capitulo femoris sú fyzická záťaž, ktorá zodpovedá umiestnenie kruhového väzu a bedrá tukového vankúše vo fossa acetabula. Pri chôdzi pri pohybe bedrového kĺbu acetabula oblúka (strecha) nie je s pretrvávajúcimi zaťaženia a iba predná a zadná časť opierky hlavy kontaktu s ním. Použitie meranie bedrového kĺbu protéza, sme dospeli k záveru, že prítlačná časť caudineural jamka pacienta pri vstávaní zo stoličky bol viac ako 18 MPa. Tento prechod z režimu čiastočného kontaktu v kĺbe na plnú pohybu pri nohách pomoci je príčinou zmien v oblasti zaťaženia na povrchu hlavice počas chôdze.

Ak existuje diskongruentnosti pri chôdzi možno vytvoriť kontaktnú plochu s vysokým tlakom. Avšak, toto nenastane, ako výsledok deformácie dvoch vrstiev kĺbovej chrupavky a subchondrálnej podkladových zvyšuje kostnú ako kontaktné plochy, a zhodnosť kĺbových povrchov. Tak diskongruentnost v spoločnom pohybe fázy pohybuje v zhodnosť s podporou na nohách, čo umožňuje bedrový kĺb efektívnejšie distribuovať veľké zaťaženie sily, ale vytvára vysoký tlak v bedrovom kĺbe pri chôdzi - viac ako 21 MPa. Tento vysoký tlak je dobre znášaný zdravého bedrového kĺbu, ale prítomnosť dysplázia pravidelnému spoločnému preťaženiu rovnaké kostnej časti vedú k rozvoju degeneratívnych zmien. Okrem toho, nie je prakticky dôležitá otázka: zabezpečenie prenosu vymazanie z plastických hmôt "nečistoty", nie je tento tlak je faktor v tkanive obklopujúce nohu a kĺbovej jamky, po kĺbu.

Rozloženie síl v bedrovom kĺbe.

Všeobecné myšlienke rozdelenie síl pôsobiacich v bedrovom kĺbe je možné získať štatistické analýzy vektorov síl, pôsobiacich na spoji v jednej rovine, zatiaľ čo oporné nohy. Dve iné metódy výpočtu predpokladá priame meranie implantovaných zariadení alebo matematického modelovania namáhanie kĺbov známym spôsobom. Výskum o rozdelení záťaže v bedrovom kĺbe je dôležité, aby bolo možné lepšie pochopiť funkciu normálnych a chorých kĺbov, patogenézy patologického procesu v bedrovom kĺbe, vymyslieť najlepší spôsob liečby, pokiaľ ide o výbere najlepšie z implantátu, možnosť opravného osteotomia a vypracovanie individuálneho rehabilitačného programu.

Použitie Planar statická analýza, rozdelenie zaťaženia bedrového kĺbu môže byť reprezentovaný ako jednoduchý pákového systému. V stoji s podporou na oboch nohách stred tela gravitácie prechádza Thx a Thxi pohonu. Kolmá klesol z tohto bodu na horizontálnej línii spájajúcej stredy otáčania (CR) femorálnej hlavice, rozdeľuje ho na dva rovnaké rameno (obr. 1). Ak sa telesná hmotnosť (58,7 kg) znižuje o odpočítaním hmotnosti nohy do 36,8 kg, hmotnosť rovnajúcu sa 18,4 kg, pôsobí na jednej hlave stehennej kosti.

Pri jednotlivo ťažisko poloha je posunutá dole k úrovni LIII LIV-a chôdzu mení svoju polohu v súlade s krokom fázy. V tomto prípade je hlava stehennej kosti sú dva základné sily (obrázok 2) sila K - telesná hmotnosť mínus hmotnosť oporných nôh - vertikálne pôsobiace prostredníctvom páky b- sila F, ktorá je definovaná úsilie svaly, ktoré podporujú panvicu a celého tela v rovnováhe, platí CR na hlave pomocou pák dole panvy dole a bočne. Pomer medzi ramenami a a b je 1: 3. Znalosť hodnoty pákového efektu a, b, možno vypočítať veľkosť výslednej sily R, ktoré pôsobia na hlavice stehennej kosti a súčtu veľkosti telesnej hmotnosti a svalovej sily vyrovnávajúci ju. Ak jednobodové fáza množstvo krok pôsobiace sily vzájomnej otáčania strede hlavy je rovná nule, tj. A = M x K x b.

Svalovej sily M je zložená z akčných Pelvoux-trohanternoy skupín svalov a chrbtice kruralnoy. Pelviotrohanternaya skupina zahŕňa mm. gluteus medius a minimus, m. piriformis, m. iliopsoas. Ich výsledná sila je v veľkého trochanteru a je smerovaný pod uhlom 29,3 ° smerom nadol a smerom von. Spinálnej kruralnuyu skupina obsahuje m. tensor fascia lata, m.rectus femoris, m.sartorius, jeho výsledná sila nachádza v menšom trochantri pod uhlom 5,5 °, smeruje dozadu a mediálne. Celková výsledná sila M rozširuje smerom nadol dovnútra smerom von a zviera uhol 21 ° so zvislou líniu.

Sila M môžu byť tiež prítomné vo forme dvoch zložiek: sila Pm smeruje zvislo nadol a núti Qm - vodorovne v priečnom smere. To znamená, že stred otáčania hlavice bedrového kĺbu stehennej kosti nasledujúce sily pôsobia: pm a R - vertikálne i chvostovým smeru a Qm - v horizontálnej a bočné (obrázok 3).

Obr. 1. Rozloženie zaťaženia bedrových kĺbov, zároveň sa opiera o obe nohy: K - hmotnosť karosérie okrem hmotnosti oboch dolných končatín, ČR - stredu otáčania hlavice stehennej kosti. (Bombelli R., 1993).

Obr. 2. Sila pôsobiaca na bedrovom kĺbe s jednobodovou rozstupom fázu možno rozdeliť do dvoch častí: K - hmotnosť skrine okrem hmotnosti konečných aktov vertikálne pevnosti rameno B abduktory M podporuje panvové rovnováhu a pôsobí na stred otáčania SR pákou. V rovnovážnom stave panvy k b = M x x a. (Bombelli R., 1993).

Obr. 3. Vertikálna sila R, ktorá pôsobí na jeho dve zložky - Pm (sila jamka tlak na hlave) a Qm (sila zameraný na posun hlavice stehennej kosti smerom von), vyrovnané proti sile krajiny protitlaku R1, ktorý, podľa poradia, ukazuje zvislé zložky P a vodorovný D. Všetky komponenty pôsobiace sily sú v rovnováhe len vtedy, keď horizontálny sklon acetabula.

Paralelné ovládacia sila Pm a K sú pridané, čo má za následok výsledné sily R, ktorý smeruje v uhle 15,4 ° vzhľadom k vertikálnej línii. Táto sila je na rozdiel od rovného a opačne orientované sily R1, ktorý tlačí na hlavu do acetabula. Na druhej strane, šikmo orientovaná sila R 1 môže byť reprezentovaná dvoma faktormi: Sila, zatiahnutie hlavy v kĺbovej jamky (Qm) a lisovacej hlavou sily (F). Každá z týchto síl proti ekvivalentná ale opačne zložky sily výslednej sily R. Je dôležité vidieť rozdiel medzi výslednej sily R a R1. Sila R smeruje do stredu hlavy a nie je závislá na polohe a sklonu acetabulární dutiny bedrového kĺbu. To je proti sily R1 - tento spätný tlak núti hlavice stehennej kosti a kĺbovej jamky, a pôsobí priamo cez strechu acetabula: Q prítlačnej sily smeruje rovnobežne s povrchom chrupavky a sila F - kolmo k povrchu. Ich veľkosť a smer závisí od sklonu acetabula. Iba vtedy, keď telo jamky je horizontálny, všetky štyri sily sú v rovnováhe. Ak je nastavená kĺbovej jamka má kraniolateralnuyu sklon (s dysplázia jamky), sila Q zmenšuje a sila prevláda Qm, navrhnutý tak, aby posun hlavice stehennej kosti z kĺbovej jamky. S klesajúcou sila Q dochádza kompenzačné zvýšenie lisovacej sily hlavy R.

Je to práve táto nerovnováha síl vedie k postupnému subluxácia hlavice stehennej kosti s tvorbou osteofytov z nižšej-vnútorného povrchu hlavice stehennej kosti. Keď kraniomedialnoy sklon jamky (účinky spodnej acetabulární lomové alebo reumatoidná artritída), zvyšuje silu Q, navrhnutý posunúť hlavu dovnútra, a sila P klesá (obr. 4, 5).

Dôležitým faktorom pri posudzovaní biomechanické predpoklady pre rozvoj mnohých patologických procesoch bedrového kĺbu je analýza vzorca rovnosti krútiaceho momentu. Pretože vzdialenosť medzi veľkého trochanteru a stredu stehennej otáčanie hlavy (to je pozorované u coxa Valga, hip skrátenie v dôsledku traumy alebo predchádzajúcu ochorenie Legg-Calve-Perthesova et al.) Sa redukuje na rameno, a ktorý vedie k úmernému zvýšenie svalovej sily M, a celková sily, R a R 1, pôsobiaci na bedrového kĺbu (podľa vzorca R = R x b / a).

Ak je vzdialenosť medzi veľkého trochanteru a stredu otáčania hlavice stehennej kosti (coxa vara) vzrástol rameno páky výslednej sily svalov, a preto znižuje veľkosť výslednej sily svalov M.

Flexia predných spoločný kontraktúru s vonkajšiu inštaláciu nohou, najčastejšie v koxartróza, spôsobuje výrazné zvýšenie zaťaženia bedrového kĺbu. Zároveň je panvovej vychýlenie, čo sa spoliehať na poranenú nohou do väčšej posunutie ťažiska v nereferenčných strane dolnej končatiny. To zvyšuje rameno pacienta ťažisko páky, a tým aj moment sila K x b. V súlade s kĺbom nájsť rovnováhu medzi potrebou väčšej svalovú silu F, čo v konečnom dôsledku zvyšuje celkové zaťaženie kĺbu.

Tieto princípy a výpočty zaťaženia prípadoch bok krytu implantácie umelého kĺbu (protézy). Zaujímavé výsledky boli získané v troch osiach telemetriou po totálnej náhradou bedrového kĺbu. V polohe spoliehať na dvoch nohách, meraná zaťaženie kĺbu sa rovná telesnej hmotnosti. Jednotlivo zaťaženie noha 2 zodpovedal 1 špičiek zaťaženia hmotnosť pozorovaných pri chôdzi a rovno 2 až 6, 2, 8 hm TEDA. Telemetrické meranie ukázala vzhľad veľkej sily krútiť v oblasti hlavy a krku protézy s rotačnými pohybmi - ich hodnota je vyššia ako 22 N x m.

Obr. 4. Keď sa šikmé usporiadanie jamky rovnováha síl je prerušené. Ak je kraniolateralnoy sklon (a) prevládajú sily, smerujúce k posun hlavice stehennej kosti z acetabula vpadiny- kraniomedialnom mieste na kĺbovej povrch jamky (c) sa zvyšuje sila G, čo vedie k nadmerným tlakom hlavy v mediálnom smere v porovnaní so zdravou kĺbu (b) , (R. Bombelli, 1983).

Obr. 5. Röntgenové snímky a skiagraf pacienta S. s výstupkom koxartróza. Rozvoj degeneratívnych zmien prispeli k preťaženiu spoja kvôli sklonu kraniomedialnoy jamky po zlom Accra zlomeninu svojho dna.

RM Tikhilov, VM Shapovalov
RNIITO ne. RR Vreden, St. Petersburg

Delež v družabnih omrežjih:

Podobno