CC BY
50
■ Орипнальы дослiдження_|ТпЯРМЯ
Original Researches I pdbMd
УДК 616.727.3-089.2:(612.76+602.1:519.673) DOI: 10.22141/1608-1706.5.19.2018.146643
Лазарев I.A., Страфун О.С., Скибан М.В.
ДУ «1нститут травматолог!! та ортопеди НАМН Укра!ни», м. КиТв, Укра!на
Я Ш W
Бюмехашчнии розрахунок навантаження на структури лктьового суглоба при иого одномоментнiи мануальнiИ редресацй'
Резюме. Критичн навантаження на структури лКтьового суглоба (ЛС) п1д час одномоментно! мануально!редресацй' згинально-розгинально!контрактури обумовлюють актуальность досл1джень у цьому напрямку з метою запоб1гання розвитку ускладнень та виникнення рецидиву контрактур. Для розрахунюв напружено-деформованого стану структур лктьового суглоба застосову-вали анал1тичний метод (АМ) i метод сюнченних елеменпв (МСЕ). Застосовували модифковану комп'ютерну 3D-модель компанп Zygote Media Group, Inc. Розрахунки робили в умовах додатко-вого навантаження на лiктьовий суглоб зовнiшньою силою 40 Н, необхiдною для здiйснення пасив-ного руху у напрямку розгинання у дiапазонi вд 30° до 20° до моменту блокування руху патолопчно змненою капсулою та для здiйснення пасивного руху у напрямку згинання у дiапазонi вд 98° до 110° до моменту блокування руху патолопчно зм'1неною капсулою. АМ: отримано максимальн значення напружень на суглобов'1йповерхнлктьово!юсткипризгинанн — 4,09МРа, прирозгинанн — 5,1 МРа. МСЕ: при пасивному розгинанн максимальн показники напружень цло! модел — amax = 16,03 МРа, локал'1зован'1 позасуглобово у проксимальному вiддiлi плечово! юстки. Максимальн значення деформащй — emax = 0,08 мм, локал'зоваш iнтраартикулярно на хрящ'1 суглобово! поверхн л'чктьово! юстки. При пасивному згинанн максимальн показники напружень цло! модел — amax = 16 МРа, локал'1зован'1 позасуглобово у проксимальному вiддiлi плечово! юстки. Максимальн значення деформащй — emax = 0,19 мм, локал'зоваш iнтраартикулярно на хрящ'1 суглобово! поверхн л'чктьово! юстки. Виявлено високу зб'жн'1сть в показникахрозрахунюв МСЕ та результат'1в АМ, що може св'1дчити про !х достатню точнсть. Спроба здолання обмеження рух'1в у ЛС при пасивному рус спричиняе зростання значень напружень, яю можуть перевищувати границю м'1цност'1 тканин у цй дiлянцi, особливо у хворих на рег'юнарний чи системний остеопороз. Зб'1льшення прикладеного зусилля при спроб'1 здолання обмеження рух'т у ЛС п'1д загальним знеболюванням дозволяе одномоментно усу-нути згинально-розгинальну контрактуру ЛС, але й зб'1льшуе навантаження на суглобов'1 поверхн'1, зв'язковий апарат i патолопчно змнену капсулу з можливим !х подальшим пошкодженням, прогре-суванням контрактури та розвитком явищ остеоартрозу. Плечова юстка пiд час ман'пуляцП також приймае на себе значнi навантаження на згинання, що може призводити до виникнення залишко-вих напружень на н'1й з появою дистроф'чних розладiв. Для запоб'гання виникненню додаткового пошкодження структур л'иктьового суглоба оптимально процедуру редресацй' проводити пд дiею м'1н'1мальнихнавантажень, але збiльшити!хчас. Доцльнозастосовуватисистемудозовано!статично! рухово! реабштацИ яка дозволяе уникати перевантажень. При тяжких застар'1лих контрактурах iз залученням в рубцевий процес великого обсягу сполучнотканинних структур (сухожилюв, м'яз'в, бокових зв'язок i капсули суглоба) не слд вдаватися до одномоментно! насильницько! редресацй' на операц'1йному стол'1, а розпочати лкування з х'рурпчно!мобшзацп.
Ключовi слова: лiктьовий суглоб; згинально-розгинальна контрактура; редреса^я; напружено-дефор-мований стан
© «Травма» / «Травма» / «Trauma» («Travma»), 2018
© Видавець Заславський О.Ю. / Издатель Заславский А.Ю. / Publisher Zaslavsky O.Yu., 2018
Для кореспонденци: Лазарев 1гор Альбертович, ДУ «1нститут травматологи та ортопеди НАМН УкраТни», вул. Бульварно-Кудрявська, 27, м. КиТв, 01601, УкраТна; e-mail: [email protected] For correspondence: I. Lazarev, State Institution "Institute of Traumatology and Orthopaedics of the NAMS of Ukraine'; Bulvarno-Kudriavska st., 27, Kyiv, 01601, Ukraine; e-mail: [email protected]
Вступ
Лiкування пошкоджень лiктьового суглоба (ЛС) до цього часу залишаеться одшею iз складних i до кшця не вирiшених проблем сучасно! травматологи та ортопеди. Вони посщають перше мiсце за кшьшстю ускладнень, якi у 30 % випадшв призво-дять до стшко! швалщизаци пацiентiв [1]. Усклад-нення пов'язаш як iз складнiстю анатомп та бюме-ханiки ЛС, так i зi схильнiстю до параартикулярно! осифшацп зi швидким розвитком стшких контрактур.
Патогенез розвитку посттравматичних контрактур ЛС, за даними лггератури, включае особли-востi його анатомп, складний характер переломiв, пошкодження капсули i зв'язок, гематоми м'яких тканин, яш збiльшуються при спробах закрито! ре-позицп, довготривалу фiксацiю у гшсовш пов'язцi, вiдстрочене виконання оперативного втручання, його травматичшсть, неповну репозицш i недо-статню фiксацiю шсткових вiдламкiв при переломах, тривалу зовшшню пiсляоперацiйну iммобiлi-зацiю, а також нерацюнальну реабiлiтацiю (пiзнiй початок активних рухiв, неадекватна редресацiя, призначення фiзiопроцедур, тепла i масажу лштьо-во! дiлянки).
Редресацiя суглоба — силове виправлення дефор-мацп або патолопчно! установки суглоба, це одна з методик суглобово! корекцп, заснована на виправ-леннi контрактури мануально або з використанням спещальних пристосувань. Метою ще! процедури е вщновлення фiзiологiчного обсягу рухiв у суглобi [8-10].
Редресацiя може проводитись поетапно або одномоментно за один сеанс залежно вщ складностi патолопчних змiн. Одномоментна мануальна ре-дресащя лiктьового суглоба здiйснюеться пiд наркозом або мюцевою анестезiею. Лшар однiею рукою охоплюе плече пащента, а iншою тримае за кисть. Дшчи передплiччям як важелем, здшснюеться рух сегмента у напрямку, протилежному вщ викривлен-ня. Такi маншуляцп проводяться кiлька разiв, а до-сягнутий результат фiксуеться гiпсовою пов'язкою. Якщо пiд час проведення процедури фахiвець не вь рно розраховуе силу впливу на суглоб, то можливе виникнення навколосуглобових або внутршньосу-глобових переломiв, розривiв кровоносних судин з крововиливом, пошкодження нервiв, що досить часто стае стимулом до розвитку нових рубщв з прогресуванням контрактури [2].
Саме критичш навантаження на структури ЛС при його згинально-розгинальних контрактурах тд час одномоментно! мануально! редресаци обумовлюють ак-туальнiсть дослiджень у цьому напрямку з метою запо-бiгання розвитку ускладнень та виникнення рецидиву контрактур.
Мета роботи: розрахунок навантажень на структури ЛС при його згинально-розгинальних контрактурах шд час одномоментно! мануально! редресаци.
Рисунок 1. Розрахункова схема з д!ючими силами в модел! ЛС при розгинанн1 (А) та згинанн! (Б)
Матерiали та методи
Для розрахуныв напружено-деформованого стану (НДС) структур лштьового суглоба застосовували аналггачний метод (АМ) i метод скшченних елементав (МСЕ). Для АМ використовували схематичне зобра-ження лктьового суглоба в двох положеннях — при кул флекси 20° з подальшим блокуванням рухiв у напрямку розгинання патолопчно змшеною капсулою по його переднш поверхнi та при кутi флекси 110° з подальшим блокуванням рухiв у напрямку згинання патолопчно змшеною капсулою по його заднш поверхш. На рис. 1 наведено розрахункова схема з дшчими силами в моделi ЛС.
Сила F = 40 Н, яка дiе на вщсташ I = 200 мм для здшснення пасивного руху до инцевого положення п!д час спроби подолання контрактури; Ш — сила жор-сткостi капсули; а = 0 в положенш ЛС 90°; FRx та FRy — суглобовi реакци по осях Х та ^
Застосування аналггачних методiв вимагае введення в розрахунки певних спрощень i припущень. Консервативно прийнято:
— критичне зростання напружень при згинанш ин-щвки виникае в лiктьовому суглобi у дiапазонi руив 98-110° флекси;
— критичне зростання напружень при розгинанш кшщвки виникае в лiктьовому суглобi у дiапазонi руив 30-20° флекси;
— границя текучостi (а) для истково! тканини (навантаження, при якому починаеться пластична дефор-мащя) — 3,5 МРа.
У такому випадку будемо вважати, що в мюцях контактiв у лiктьовому суглобi напруження досягають границi текучостi истки (тобто наближаються до межi пружних деформацiй) за умов зростання модулю Юнга на капсуль
Тодi
де Гк — сумарна сила (Н), що дiе на лiктьовий суглоб, N — площа (мм2), на яку дiе сумарна сила.
Рисунок 2. Модель лктьового суглоба (Zygote Media Group, Inc., США)
Оскшъки розглядаетъся суглоб з порушеними бю-мехашчними властивостями, для бшъшо! точност введено градаент напруженъ, тобто будемо вважати, що мае мкце виникнення точкових напруженъ — реальна площа контакту буде набагато меншою. За цих умов введено поправочний коефщент 0,3, тобто для пщвищення точност розрахунк1в контактну поверхню штучно зменшено до 30 %.
Значення площ1 контакту отримано з лтературних джерел [6]. Методом лшшно! штерполяцп визначено потр1бт значення контактних поверхонъ: кут згинання 110° — площа контакту 77,54 мм; кут згинання 20° — площа контакту 97,21 мм.
Значення загально! сили, що д1е на суглобову капсулу при згинант (F) та розгинант (Fp, отримано з [4].
Розрахунки напружено-деформованого стану еле-мент1в ЛС здшснювали на модифжованш комп'ю-тернш 3D-моделi компанп Zygote Media Group, Inc.,
Рисунок3. reoMeTp^Hiмодел'1 лктьового суглоба у пoлoжeннi згинання 20 (А) та 110° (Б)
США (http://www.3dscience.com), що складаеться з плечово!, лжтьово!, променево! юстки, lig. collateral ulnare та lig. collateral radiale. Побудовано геоме-тричнi моделi ЛС у положеннi згинання 20° та 110° (рис. 2, 3).
Застосовували метод скшченних елементiв як чи-сельний метод розв'язання крайових задач мехашки суцшьних середовищ з використанням ЕОМ [6]. Розрахунки робили в умовах додаткового навантаження на лжтьовий суглоб зовншньою силою 40 Н, необ-хщною для здiйснення пасивного руху у напрямку розгинання у дiапазонi вiд 30° до 20° до моменту бло-кування руху патолоично змiненою капсулою та для здшснення пасивного руху у напрямку згинання у дiапазонi вiд 98° до 110° до моменту блокування руху патолоично змшеною капсулою (рис. 4). Значення сили отримано з [5]. Значення НДС визначали для куйв флексп ЛС 20° та 110°.
Рисунок 4. Гpаничнi умови (ANSYS)
Мехашчш влaстивостi матерiалiв [7], що викорис-товували для розрахуныв, наведеш у табл. 1. Модулi пружност для патологiчно змшено! капсули ЛС отри-мано з [4].
Таблиця 1. Мехашчш властивост! матер!ал!в модел!
Модуль Юнга, Е (МРа) Коефщент Пуассона, ¡J
Компактна кютка 17 600 0,3
Спонгюзна KicTKa 500 0,3
Хрящ 50 0,45
Зв'язка 400 0,45
Патолопчно змЫена капсула 40-46 0,4
Для розрахуныв введено поняття «допустимi напруження» ст, якi дорiвнюють
[с]
I П„ «0,2 )
де пт — коефщенти запасу (вводяться для зменшен-ня консервативност при аналiзi розрахункiв), яы для кiстки — п = 2,6, а для зв'язки — п = 1,5.
тт
Оскiльки допустима границя мiцностi для ыстки у даному випадку не вщома, то
R,
ст = -
28...120
= 10,77...46,15 МРа.
a -
Ii
пш
= 4'02-41'19 = 2,687...27,46 МРа.
1,5
анатзу НДС обрано основш критерй' оцiнки: напру-ження за Мiзисом, контактнi напруження, максималь-ш деформацй' та перемiщення (Total Deformation).
При розрахунках розглянуто! бюмехашчно! сис-теми МСЕ були прийнятi так! основш гшотези i при-пущення:
— всi матерiали вважали однорщними та iзотропни-ми з вщомими фiзико-механiчними характеристиками (табл. 1);
— завдання статичного анатзу вирiшувалося у фiзич-но i геометрично лшшнш постановцi, при цьому роз-глядали малi деформацй' i перемiщення, в силу чого шд-тверджувався закон Гука для опису поведiнки матерiалу.
Результати та обговорення
Розрахунки анал1тичним методом
Враховуючи, що
F = ,/F* + F2
1 Е У 1 Кх т 1 Ry>
з розрахункових схем (рис. 1) отримуемо для згинання:
Sx = 0: F_ + F cos a — F., = 0: ^
Rx 23
R = F3 - F x cos = 316,4 H.
Rx
nm 2,6
Зпдно з [3], границя мщносп зв'язок варiюеться вiд 4,02 до 41,19 МРа. Тому
Sy = 0: FRy — F sin a = 0: ^
R = F x sin = 20 H;
Ry '
FR3 = Fx + Fy 317,03 H,
для розгинання:
Отже, враховуючи нижню границю мiцностi, макси-мальнi напруження на ыстщ не повиннi перевищувати 10,77 МРа, а на зв'язках — 2,68 МРа. У зв'язку з тим, що НДС суглобового хряща у даних задачах впливае на значення НДС моделi несуттево (мал1 значення на-пружень та деформацш), а меж його мiцностi значно варшють, то значення НДС на ньому розглядаються оглядово. Значення напружень на ыстш близькi до гра-ничних або перевищують допустимi, саме тому аналiз НДС доцiльнiше проводити саме за цим параметром, напруження незначно вiдрiзняються вщ норми для вшх розрахуныв.
На наступному етат побудовано сынченно-елемент-ну сiтку. Для шдвищення точностi розрахуныв у дшянщ контактних поверхонь сiтка ущiльнена, з середшм роз-мiром елемента не бтьше 1 мм, з переважанням тетра-едричних елементiв. Модель налiчувала 434 848 точок та 247 556 елеменлв для моделi тд дiею сил у напрямку розгинання та 397 076 точок i 225 445 елеменлв для мо-делi пiд дiею сил у напрямку згинання (рис. 5).
Шдготовлеш вхщш данi експортовано у програм-не середовище Workbench програмного комплексу ANSYS для подальших математичних розрахуныв. Для
Sx = 0: F + F cos a — F. = 0: ^
Rx 2р
Fr = Fр — F x cos = 500 H.
Sy = 0: FRy — F sin a = 0:
F = F x sin = 13,7 H;
Ry
F^ = Fx + Fy = 500,2 H.
Тод^ враховуючи щ значення, отримуемо макси-мальш значення напружень на суглобовш поверхш лштьово! кустки при згинаннi:
F 04
[су] = 317,-^-,54 = 4,09 МРа,
при розгинаннi
F П?
И = 500,21 = 5,1 МРа.
Тобто зi збтьшенням жорсткостi капсули ЛС напруження в лштьовому суглобi досягають границ текучос-тi для ыстково! тканини. Збтьшення навантажень на суглоб може призводити до виникнення пластичних деформацiй (зминання ыстково! тканини) або навiть до руйнування окремих елеменлв ЛС.
—»
Розрахунки методом скiнченних eAeMeHTiB
На рис. 6 наведено результата розрахуиив иапру-женъ i деформац1й щло! модел1 в збор1 при пасивио-му розгинаннi. Як можна сиостерпати, максималънi показники напруженъ на моделi (а = 16,03 МРа) локалiзованi позасуглобово у проксимальному вщдш плечово! кустки. Максималънi значения деформацiй (е = 0,08 мм) локалiзуютъся штраартикулярио на хрящi суглобово! поверхнi лштьово! кустки.
На рис. 7 наведено результати розрахуиив иапру-жень та деформацш на кожному елементi моделi при пасивиому розгииаииi. Як можна спостерпати, макси-малъиi значения показииыв иапружеиь локалiзоваиi на дистальиому вщдш плечово! кустки у його позасу-глобових дiляиках (а = 6,86 МРа), а саме у дтяиках кршлення суглобово! капсули, де можливе вииикиеи-ия пошкоджеиь. Меишi значения иапружеиь мають мiсце у зош контакту иа суглобовiй поверхнi проксимального вщдту лiктъово! кiстки — incisura trochlearis (а = 4,42 МРа).
х max ' '
На рис. 8 иаведеио результати розрахунив иапружеиь i деформацiй цто! моделi в зборi при пасивиому зги-иаииi. Як можна спостериати, максималъиi показиики иапружеиь иа моделi (а = 16 МРа) локалiзованi позасуглобово у проксимальному вщдш плечово! кустки. Максимальиi значения деформацш (е = 0,19 мм) ло-калiзуються iитраартикулярио иа хрящi суглобово! по-верхиi лiктьово! кустки.
На рис. 9 наведено результати напружень i деформацш на кожному елемент моделi при пасивному зги-наннi. Як можна спостерiгати, максимальш значення показниив напружень локалiзованi на колатеральних зв'язках (а = 9,83 МРа) та на хрящi суглобово! по-верхнi лiктьово! кустки (а = 4,95 МРа). Меншi значення напружень мають мюце на проксимальному вщдш лiктьово! кустки (атах = 2,92 МРа), головки про-менево! кустки (а = 1,82 МРа), а також на переднш та заднiй порцiях суглобово! капсули (а = 2,12 МРа).
Уш розрахунки у данiй роботi здшснено на осно-вi даних вимiрювання параметрiв контрактури за до-помогою мануального м'язового тестера та кутомiра пащента О. з дiагнозом «шслятравматична артроген-на згинально-розгинальна контрактура лiвого лш-тьового суглоба». Спроба подолання контрактури з силою, бтьшою F = 40 Н, призводила до зростання больово! реакци у ЛС. Виконання одномоментно! мануально! редресаци пщ загальним знеболюванням до-зволяе збшшити прикладене зусилля для здолання обмеження при пасивному руш. Вiдповiдно, вщбува-еться зростання навантаження на суглобовi поверхнi та зв'язковий апарат ЛС. Графш залежностi напружень на суглобових поверхнях ЛС та патологiчно змшенш капсулi вiд прикладеного зусилля наведено на рис. 10.
Як бачимо на рис. 10, збтьшення зусилля, спря-мованого на здолання обмеження у ЛС, призво-дить до зростання напружень на суглобових поверх-нях та патолопчно змшенш капсул^ перевищуючи
Рисунок 5. Ск!нченно-елементна стка модел! ЛС
a = 16,03 МРа
max '
А
£ = 0,08 мм
max '
Б
Рисунок 6. Напруження та деформацй на моделi при розгинанн/
a
6,86 МРа А
a = 6,86 МРа
max
Б
a
■■ 4,42 МРа В
a
0,5 МРа Г
A: Static Structural
Equivalent Stress 7
Type: Equivalent (von-Mises) Stress
Unit: MPa
A: Static Structural
Equivalent Stress 8
Type: Equivalent (von-Mises) Stress
Unit: MPa
3.8271 Max
1,1853 —I 0,36708
5208 10904 3377 10458 .0003239 0.00010031 Mi
a = 2,85 МРа
max
a x = 1,58 МРа
ma
a = 0,48 МРа
max
Е
a = 3,83 МРа
max
e
Рисунок 7. Напруження на елементах моделi при розгинанн у ЛС: А, Б — дистальний вщдл плечовоï к!стки; В — проксимальний в!дд!л лктьово)' кстки; Г — головка променевоï кстки; f — передня та за-дня порцИ' суглобовоï капсули; Д — зв'язки; Е — хрящ суглобовоï поверхнi лiктьовоï к!стки; e — хрящ
суглобовоï поверхн! плечовоï xiстки
a = 16 МРа
max
А
Рисунок 8. Напруження та деформацй на моделi при згинанн
£ = 0,19 мм
max
Б
A: Static Structural
CT,
= 2,92 МРа А
A: Static Structural
CT
■■ 2,92 МРа Б
ct = 2,12 МРа
max '
ct = 9,83 МРа
max
CT = 3,24 МРа
max
В
A: Static Structural
4.9518
4,1604 0,23856 0,013679 0,00078438 4,4977e-5 2,579e-6 l4788e-7 8,4795e-9 4,8622e-10 Min
ct = 4,95 МРа
max
CT
1,82 МРа Г
A: Static Structural
Equivalent Sress 7
Type: Equivalent (von-Mises) Stress
Unit MPa
3,1953 Max
0,98771 -j 0,30532 0,094378 0,029173 Щ 0,009018 0,0027876 0,00086168 ^ 0,00026636 Ш 8,2335e-5 Min
CT
3,20 МРа €
Рисунок 9. Напруження на елементах модел! при згинанн! у ЛС: А, Б — дистальний в!дд!л плечовоУ к!стки; В — проксимальний в!дд!л л!ктьовоУ к!стки; Г — головка променевоУ к!стки; Г—передня та задняпорцп суглобовоУкапсули; Д — зв'язки; Е — хрящ суглобовоУ поверхнiл!ктьовоУ к!стки;
€ — хрящ суглобово '1 поверхн плечовоУ к!стки
Б
100
H авантажен ня. H
■ Допустим! навантаження
Рисунок 10. Граф!к залежност! напружень на суглобових поверхнях ЛС (А) та патолог!чно зм!нен!й
капсулi (Б) в 'щ прикладеного зусилля
"ö Q
О
Ol
s S.
M Sc
!* s о « vç
Э i
s О g *
X **
I. ^
Í о
^ ?
X
&)
I
2 &) ï. a
¡a S
« X
X o-
С X
о «
о ^ o\ 0
O^gy 09
Si h
I'
X
■E
S'
I
О 09
0
2'
о'
1
4 2Î
5 8 * a € ï s $ u ï
! t.
&) ia
^ s
них навантажень, але збiльшити !х час, що дозволить максимально зменшити негативний вплив в цшому. Доцiльно застосовувати систему дозовано! статично! рухово! реабштацп, яка дозволяе уникати переван-тажень.
При тяжких застартих контрактурах iз залученням в рубцевий процес великого обсягу сполучно-тканинних структур (сухожилкiв, м'язiв, бокових зв'язок i капсули суглоба) не слiд вдаватися до одномоментно! насиль-ницько! редресаци на операцшному столi, а розпочати лiкування з хiрургiчно! мобiлiзацi!.
Виявлено високу збiжнiсть в показниках розрахун-кiв МСЕ та результат аналiтичних розрахунив, що може свщчити про !х достатню точнють.
Конфлiкт iнтересiв. Автори заявляють про вщсут-нiсть конфлiкту штерешв при пiдготовцi дано! статтi.
Список л^ератури
1. Бабовников А.В. Диагностика и лечение переломов костей, образующих локтевой сустав: Автореф. дис... д-ра мед. наук. — М, 2008. — С. 4-27.
2. Калантырская В.А., Ключевский В.В. Лечение вне-и внутрисуставных повреждений локтевого сустава // Мир науки, культуры, образования. — 2014. — № 2(45). — С. 337-343.
3. Карпинский М.Ю. Результаты моделирования повреждений связочного аппарата коленного сустава / Карпинский М.Ю., Карпинская Е.Д., Щикота Р.А., Тя-
желов А.А., Гончарова Л.Д. // Травма. — 2012. — Т. 13, № 3. — С. 165-171.
4. Лазарев I.A, Страфун О.С., Крищук М.Г., Ски-бан М.В., Максимшин О.М. Математичне визначен-ня мехашчних властивостей капсули лктьового суглоба при його згинально-розгинальнт контрактурi // Всник ортопеда, травматологи та протезування. — 2018. — № 1(96). — C. 26-34.
5. Макаров В.Б., Левадный Е.В., Страфун А.С. Математическое моделирование контактных напряжений и объема движений в локтевом суставе при переломе блока плечевой кости со смещением // Травма. — 2015. — Т. 16, № 2. — С. 12-19.
6. Huiskes R, Chao E.Y.S. A survey of finite element analysis in orthopaedic biomechanics: the first decade // J. Biomech. — 1983. — № 16. — P. 385-409.
7. Kubicek M., Florian Z. Stress strain analysis of knee joint // Engineering Mechanics. — 2009. — Vol. 16, № 5. — Р. 315-322.
8. Morrey B.F., Tanaka S. The posttraumatic stiff elbow // Clin. Orthop. Rel. Res. — 2009. — № 431. — Р. 26.
9. Smith J., Morrey B.F., Sotelo J.S. Principles of Elbow Rehabilitation / Morrey B.F. // The Elbow and Its Disorders. — Philadelphia: PA 19103-2899, 2009 by The Mayo Clinic. — P. 140-170.
10. Wilk K., Reinold M., Andews J. Rehabilitation of the throwers elbow // Clin. Sports M. — 2004. — № 23. — P. 197204.
Отримано 14.09.2018 ■
Лазарев И.А., Страфун А.С., Скибан М.В.
ГУ «Институт травматологии и ортопедии НАМН Украины», г. Киев, Украина
Биомеханический расчет нагрузки на структуры локтевого сустава при его одномоментной
мануальной редрессации
Резюме. Критические нагрузки на структуры локтевого сустава (ЛС) при одномоментной мануальной редрессации сги-бательно-разгибательных контрактур обусловливают актуальность исследований в этом направлении с целью предотвращения развития осложнений и рецидива контрактур. Для расчетов напряженно-деформированного состояния структур локтевого сустава применяли аналитический метод (АМ) и метод конечных элементов (МКЭ). Применяли модифицированную компьютерную 3D-модель компании Zygote Media Group, Inc. Расчеты делали в условиях дополнительной нагрузки на локтевой сустав внешней силой 40 Н, необходимой для осуществления пассивного движения в направлении разгибания в диапазоне от 30° до 20° до момента блокирования движения патологически измененной капсулой и для осуществления пассивного движения в направлении сгибания в диапазоне от 98° до 110° до момента блокирования движения патологически измененной капсулой. АМ: получены максимальные значения напряжений на суставной поверхности локтевой кости при сгибании — 4,09 МРа, при разгибании — 5,1 МРа. МКЭ: при пассивном разгибании максимальные показатели напряжений целой модели — amax = 16,03 МРа, локализованы экстраарти-кулярно в проксимальном отделе плечевой кости. Максимальные значения деформаций — emax = 0,08 мм, локализованы интраартикулярно на хряще суставной поверхности локтевой кости. При пассивном сгибании максимальные показатели
напряжений целой модели — отах = 16 МРа, локализованы экстраартикулярно в проксимальном отделе плечевой кости. Максимальные значения деформаций — етах = 0,19 мм, локализованы интраартикулярно на хряще суставной поверхности локтевой кости. Выявлено высокое сходство в показателях расчетов МКЭ и результатов АМ, что свидетельствует об их достаточной точности. Попытка преодоления ограничения движений в ЛС при пассивном движении приводит к росту значений напряжений, которые могут превышать предел прочности тканей в этой зоне, особенно у больных регионарным или системным остеопорозом. Увеличение прилагаемого усилия при попытке преодоления ограничения движений в ЛС под общим обезболиванием позволяет одномоментно устранить сгибательно-разгибательную контрактуру ЛС, еще и увеличивает нагрузку на суставные поверхности, связочный аппарат и патологически измененную капсулу с возможным их последующим повреждением, прогрессированием контрактуры и развитием явлений остеоартроза. Плечевая кость во время манипуляции также воспринимает на себя значительные нагрузки на изгиб, что может приводить к возникновению остаточных напряжений на ней с развитием дистрофических расстройств. Для предотвращения возникновения дополнительного повреждения структур локтевого сустава оптимально процедуру редрессации проводить под действием минимальных нагрузок, но увеличить их время. Целесообразно применять систему до-
зированной статической двигательной реабилитации, которая позволяет избегать перегрузок. При тяжелых застарелых контрактурах с вовлечением в рубцовый процесс большого объема соединительно-тканных структур (сухожилий, мышц, боковых связок и капсулы сустава) не следует прибегать к одномомент-
ной насильственной редрессации на операционном столе, а начать лечение с хирургической мобилизации. Ключевые слова: локтевой сустав; сгибательно-разгибатель-ная контрактура; редрессация; напряженно-деформированное состояние
I.A. Lazarev, A.S. Strafun, M.V. Skiban
State Institution "Institute of Traumatology and Orthopaedics of the NAMS of Ukraine", Kyiv, Ukraine
Biomechanical calculations of the load on the elbow structures in one-stage manual joint mobilization
Abstract. Critical loads on the elbow structures during simultaneous manual mobilization of flexion-extension joint contracture cause the urgency of research in this direction, in order to prevent the development of complications and the recurrence of joint restriction. To calculate the stress-strain state of the elbow structures, the analytical method (AM) and the finite element method (FEM) were used. A modified 3D computer model of Zygote Media Group, Inc. was used. The calculations were made under conditions of an additional load on the elbow by 40 N of external force, which is necessary for the implementation of passive motion in the extension direction in the range of 30 to 20° until the blocking by the pathologically altered capsule and for passive motion in the flexion direction in the range of 98 to 110° until the blocking by pathologically altered capsule. The maximum stress at the articular surface of the ulna in flexion — 4.09 MPa, in extension — 5.1 MPa were obtained by AM. By FEM, results were obtained as follows. With passive extension, the maximum stress parameters of the whole model — o = 16.03
r max
MPa are localized extraarticularly in the proximal humerus. The maximum strain — e = 0.08 mm are localized intraarticularly at
max
the cartilage of the articular surface of the ulna. With passive flexion, the maximum stress of the whole model — o = 16 MPa is
max
localized extraarticularly in the proximal humerus. The maximum strain deformities — e = 0.19 mm are localized intraarticularly
max
at the cartilage of the articular surface of the ulna. A high similarity
in the indices of FEM calculations and AM results was revealed, which indicates their sufficient accuracy. An attempt to overcome the motion limitation of the elbow by passive movement in it leads to an increase in the stress level that can exceed the tensile strength of tissues in that area, especially in patients with regional or systemic osteoporosis. Increased applied force at the time of the attempt to overcome the motion limitation in the elbow under general anesthesia can simultaneously eliminate the flexion-extension elbow restriction, but also increases the load on the articular surfaces, the ligament apparatus and the pathologically altered capsule, with possible subsequent damage, contracture progressing and the development of osteoarthrosis. At the time of manipulation, the humerus also has a significant bending load, which can lead to the residual stress distribution with the development of dystrophic disorders. To prevent the additional damage to the elbow structures, it is optimal to carry out the manual joint mobilization procedure under minimal loads, but to increase their time. A system of dosed static motor rehabilitation is recommended, which helps to avoid overloading. In severe chronic contractures involving a large part of connective tissue structures in the scar process (tendons, muscles, ligaments and joint capsule), it is necessary to avoid one-stage manual joint mobilization at the operating table and to start the treatment with surgical mobilization. Keywords: elbow joint; flexion-extension contracture; one-stage manual joint mobilization; stress-strain state
