Научная статья на тему 'Моделирование ходьбы с уменьшенной длиной плеча действия абдукторов бедра'

Моделирование ходьбы с уменьшенной длиной плеча действия абдукторов бедра Текст научной статьи по специальности «Клиническая медицина»

CC BY
171
19
i Надоели баннеры? Вы всегда можете отключить рекламу.
Журнал
Травма
Область наук
Ключевые слова
КУЛЬШОВИЙ СУГЛОБ / ЕНДОПРОТЕЗУВАННЯ / АБДУКТОРИ СТЕГНА / ТАЗОБЕДРЕННЫЙ СУСТАВ / ЭНДОПРОТЕЗИРОВАНИЕ / АБДУКТОРЫ БЕДРА / HIP JOINT / ARTHROPLASTY / HIP ABDUCTORS

Аннотация научной статьи по клинической медицине, автор научной работы — Страфун С.С., Фищенко А.В., Карпинская Е.Д.

Актуальность. Одной из особенностей эндопротезирования тазобедренного сустава является несоблюдение длины плеча действия абдукторов бедра протезированного сустава в сравнении с контралатеральным. Разница в длине плеча действия абдукторов бедра протезированного и непротезированного суставов может достигать 40 мм. Особенности биомеханики ходьбы таких пациентов изучены недостаточно. Цель. На математической модели оценить влияние уменьшения длины плеча действия абдукторов бедра на параметры походки пациентов. Материалы и методы. Моделирование проводили с помощью программного комплекса OpenSim. В качестве базовой модели была взята 3D-компьютерная модель gait2392_simbody.osim с 23 степенями свободы в скелетно-мышечной системе человека. Немасштабированная версия модели представляет собой объект ростом 1,8 см, массой тела 75,16 кг. С целью создания модели для анализа ходьбы больных после эндопротезирования тазобедренного сустава нами была проведена модификация базовой модели, а именно изменение формы бедренной кости, где нормальная головка была заменена эндопротезом с заданными параметрами. Изменение длины плеча абдукторов бедра регулировали за счет укорочения шейки эндопротеза. Результаты. Проанализирована работа мышц на протезированной конечности при двух вариантах уменьшения длины плеча абдукторов бедра и при нормальной длине. Укорочение длины плеча действия абдукторов бедра составило 10 и 20 мм. Определены возможности отдельных мышц развивать необходимые усилия для обеспечения нормальной походки в условиях уменьшенной длины плеча действия абдукторов бедра. Выводы. Проведенное моделирование ходьбы при асимметричном укорочении длины плеча действия абдукторов бедра показало, что даже незначительное (до 10 мм) ее уменьшение приводит к потере возможности мышц развивать необходимую силу для осуществления тех или иных движений. Наиболее уязвимы при ходьбе фазы одноопорного стояния и перекат стопы на пальцы. Наиболее чувствительны длинные мышцы, отвечающие за подъем ноги, и группа мышц, которые предназначены обеспечивать равновесие при одноопорной фазе движения.

i Надоели баннеры? Вы всегда можете отключить рекламу.

Похожие темы научных работ по клинической медицине , автор научной работы — Страфун С.С., Фищенко А.В., Карпинская Е.Д.

iНе можете найти то, что вам нужно? Попробуйте сервис подбора литературы.
i Надоели баннеры? Вы всегда можете отключить рекламу.

Walking simulation with reduced hip abductor moment arm

Background. One of the features of hip arthroplasty is the non-compliance with the hip abductor moment arm of the prosthetic joint as compared to the contralateral one. The difference in the length of the hip abductor moment arm of prosthetic and non-prosthetic joints can reach 40 mm. The features of the walking biomechanics in these patients have not been studied enough. The purpose was to assess the effect of reducing the hip abductor moment arm on the parameters of gait after arthroplasty using mathematical model. Materials and methods. The simu-lation was carried out using the OpenSim software. The 3D computer model gait2392_simbody.osim with 23 degrees of freedom in the human musculoskeletal system served as a basic model. The non-scaled version of the model is a subject with 1.8 m of height and 75.16 kg of weight. To create a model for the analysis of patients’ walking after hip replacement, we performed a modification of the basic model, namely, a change in the shape of the femur, where the normal head was replaced by an endoprosthesis with specified parameters. The change in the hip abductor moment arm was regulated by shortening the neck of the endoprosthesis. Results. The function of the prosthetic limb muscles was analyzed with two options for reducing the hip abductor moment arm and in normal length. The shortening of the hip abductor moment arm was 10 and 20 mm. The possibilities of individual muscles to develop necessary efforts to ensure a normal gait in conditions of a reduced length of the hip abductor moment arm are determined. Conclusions. The performed walking modeling with an asymmetric shortening of the hip abductor moment arm showed that even a slight (up to 10 mm) decrease leads to a loss of the muscle ability to develop the necessary force for making certain movements. The phases of one-leg standing and rolling the feet from heel to toes are most sensitive to walking. The most sensitive are the long muscles responsible for lifting the leg and a group of muscles that provide balance in one-leg-standing.

Текст научной работы на тему «Моделирование ходьбы с уменьшенной длиной плеча действия абдукторов бедра»

I

Орипнальы дозддження

Original Researches

Травма

УДК 616.8-009.18:612.76:531.761 DOI: 10.22141/1608-1706.3.19.2018.136405

Страфун С.С.1, Фiщенко О.В.2, Карпнська О.Д.3

1ДУ «1нститут травматологи та ортопед/Т НАМН УкраТни», м. КиТв, Украина

2В1нницький нац1ональний медичний ун1верситет 1м. М.1. Пирогова МОЗ УкраТни, м. В1нниця, Укра'Тна 3ДУ «1нститут патологи хребта та суглоб!в 1м. М.1. Ситенка НАМН УкраТни», м. Харк1в, УкраТна

Моделювання ходьби 3i зменшеною довжиною плеча дм абдукторiв стегна

Резюме. Актуальнсть. Одн1ею з частих особливостей ендопротезування кульшового суглоба е недотри-маннядовжини плеча дИ'абдукторов стегна протезованого суглоба порвняно з контралатеральним. Р/'зниця у довжин плеча дИ' абдукторв стегна протезованого та контралатерального суглоб1в може сягати 40 мм. Особливост бюмехан'ки пересування таких хворих вивчено недостатньо. Мета. На математичнй моделi оц1нити вплив зменшення довжини плеча дТ абдуктор'в стегна на параметри ходи патент п'юля ендопротезування. Матерiали та методи. Моделювання проводили за допомогою програмного комплексу Open Sim. За базову модель була взята 3D-комп'ютерна модель gait2392_simbody.osim з 23 ступенями вльност у скелетно-м'язов'й систем'1 людини. Немасштабована верая моделi являе собою об'ект зросту 1,8 м i мае масу 75,16 кг. З метою створення моделi для аналiзу ходьби у хворих п'юля ендопротезування кульшового суглоба нами було проведено модифкацю базовоТ моделi, а саме змну форми стегновоТ юстки, при яюй нормальна головка була замнена протезом iз завданими параметрами. Змну довжини плеча дИ' абдуктор'в стегна регулювали через укорочення шийки ендопротезу. Результати. Було проана^зовано роботу м'язiв на протезованй юн^вц/ при двох вар'юнтах зменшення довжини плеча дИ' абдуктор'в стегна та при нормально довжин'1. Вкорочення довжини плеча дИ' абдуктор'в стегна становили 10 та 20 мм. Встановлен можливост окремих м'яз'в розвивати необхiднi зусилля для забезпечення нормальноТходи в умовах зменшеноТ довжини плеча дИ' абдуктор'в стегна. Висновки. Проведене моделювання ходьби при асиметричному вкороченн довжини плеча дИ' абдуктор'в стегна показало, що навть незначне (до 10 мм) його зменшення призводить до втрати спроможност м'язiв розвивати необхдну силу для здйснення тих чи нших рухiв. Найбльш уразлив'1 при ходьб фази одноопорного стояння та перекату стопи на пальц^. В ц мо-менти м'язи втрачають спроможнсть розвивати необхдну силу до 40 %. Найбльш уразлив'1 довп м'язи, що в'1дпов'1дають за п/'дйом ноги, та група м'язiв, як покликан забезпечити р'вновагу при одноопорнй фазi руху. Ключовi слова: кульшовий суглоб; ендопротезування; абдуктори стегна

Вступ

Вщновлення вертикально! ходи е кшцевою метою л^вання будь-якого ушкодження опорно-рухово! системи людини. Юльысть ушкоджень та захворювань кульшового суглоба становить 8,1 % серед уше! патологи опорно-рухово! системи [1]. Найбтьш ефективними на сьогодш е оперативш методи лшування, за даними Всесвггаьо! оргашзаци охорони здоров'я, у свт щоро-ку виконуеться 1,5 млн тотальних замщень кульшового суглоба. Юльюсть операцш у свт за останш роки збтьшилася на 80 % [2—5]. Беручи до уваги даш свгго-во! статистики, щорiчно потребують протезування су-глобiв вщ 500 до 1000 хворих на 1 млн населення, для

Укра!ни такий показник становить 25—40 тисяч хворих щороку [6, 7].

Незважаючи на постшну зростаючу юльысть операцш ендопротезування та моделей ендопротезiв, ми ба-чимо й одночасне зростання кшькосп ускладнень тсля ендопротезування. Ускладнення при ендопротезуванш кульшового суглоба залежать не ттьки вщ початкового стану кульшового суглоба, а й обумовлеш частою вщ-сутнютю чггкого алгоритму при плануванш операци [8]. Одшею з частих особливостей ендопротезування кульшового суглоба е недотримання довжини плеча дц абдукторiв (ДПДА) стегна протезованого суглоба по-рiвняно з контралатеральним. Рiзниця у ДПДА стегна

© «Травма» / «Травма» / «Trauma» («Travma»), 2018

© Видавець Заславський О.Ю. / Издатель Заславский А.Ю. / Publisher Zaslavsky O.Yu., 2018

Для кореспонденци: Страфун Серпй Семенович, кандидат медичних наук, старший науковий ствробгтник вщдшу м1крох1рурги та реконструктивноТ хфурги верхньоТ кшщвки, ДУ 'Институт травматологи та ортопеди НАМН УкраТни", вул. Бульварно-Кудрявська, 27, м. КиТв, 01601, УкраТна; e-mail: redact@i.ua

For correspondence: S. Strafun, State Institution "Institute ofTraumatology and Orthopaedics of the NAMS of Ukraine'; Bulvarno-Kudriavska st., 27, Kyiv, 01601, Ukraine; e-mail: redact@i.ua

протезованого та контралатерального суглобiв може сягати 40 мм [9]. I якщо яюсть протезування у хворих ощнюють переважно рентгенометрично чи за допо-могою опитувальник1в якостi життя, то дослщження особливостей бiомеханiки пересування таких хворих вивчено недостатньо.

Мета роботи: на математичнш моделi оцiнити вплив зменшення ДПДА стегна на змiну сили м'язiв при ходьбi пацieнтiв пiсля ендопротезування.

Матерiали та методи

На базi атестовано! лабораторп бiомеханiки ДУ «1н-ститут патологи хребта та суглобiв iм. М.1. Ситенка НАМН Укра!ни» було проведене математичне моде-лювання ходьби людини в умовах зменшення ДПДА стегна. Моделювання проводили за допомогою про-грамного комплексу OpenSim.

OpenSim — це програмна система з вщкритим кодом для бюмехашчного моделювання та аналiзу. Система надае широко доступнi iнструменти для проведення дослщжень бiомеханiки та науки про рух.

OpenSim дозволяе проводити широкий спектр дослщжень, включаючи аналiз динамiки ходьби, моделювання хiрургiчних процедур, аналiз навантажень, анiмацiю руху людини та тварин тощо. Програмне за-безпечення виконуе аналiз зворотно! динамiки i моделювання динамiчно! динамiки. OpenSim е однiею з флагманських програм вiд Simbios — Центру бюмедич-них обчислень №Н у Стенфордському унiверситетi. За-снована в 2004 рощ, Simbios надае провщш програмнi та обчислювальнi шструменти для фiзикоорiентовано-го моделювання та моделювання бюлопчних структур. OpenSim був розроблений, щоб просунути дослщжен-ня бюмехашки, забезпечуючи загальну основу для роз-слiдування i транспортний зааб для обмiну складно! юстково-м'язово! моделi [10].

За базову модель для аналiзу роботи м'язiв у хворих зi зменшеною ДПДА стегна була взята 3D-комп'ютерна модель gait2392_simbody.osim з 23 ступенями вшьносп у скелетно-м'язовш системi людини (рис. 1а). Модель Gait2392 мае 76 м'язiв нижшх кiнцiвок i тулуба. Модель була створена Д. Теленом (Ушверситет Вюконсин-Ме-дiсон) та А. Сет, Ф.К. Андерсон i С.Л. Делп (Стенфорд-ський унiверситет) [11—13].

Немасштабована верая моделi являе собою об'ект зросту 1,8 м i мае масу 75,16 кг.

З метою створення моделi для аналiзу ходьби у хворих тсля ендопротезування кульшового суглоба нами було проведено модифжащю базово! моделi, а саме змшу форми стегново! кiстки, де нормальна головка була замшена ендопротезом iз завданими параметрами. Змшу ДПДА стегна регулювали внаслщок скоро-чення шийки ендопротеза. Збудований новий геоме-тричний об'ект був подключений до моделi (рис. 1б).

Було проаналiзовано роботу м'язiв на протезованiй кiнцiвцi при двох варiантах зменшення ДПДА стегна та при нормальнш (початковiй) довжиш. Маса тiла моде-лi була 75,16 кг, вкорочення ДПДА стегна становили 10 та 20 мм. Вщомо, що вже вкорочення на 6 мм при-

Рисунок 1. Елементи для аналiзу ходьби в систем! OpenSim: а) базова модель; б) модифкована модель: нормальна та протезована (темна) юн^вки в модел'1, що аналiзуeться

зводить до змши napaMeTpiB ходьби [14], але за нашими даними виявлено доволi багато випадюв, коли рiзниця у ДПДА була понад 10 мм, а у деяких дуже складних випадках — i понад 20 мм. Тому було обрано щ два ва-рiанти вкорочення шийки ендопротеза.

З метою створення вщповщних умов для моделювання та аналiзу ходьби людини 3i зменшеною ДПДА стегна було використано шструменти трансформацп та аналiзу, що входять у стандартний пакет OpenSim. Для моделювання вкорочення ДПДА стегна було змшено координати орieнтацil стегна у вертлюжнш западиш. Для моделювання ходьби було застосовано алгоритм шверсно! к1нематики та шверсно! динамiки. Для ана-лiзу силових характеристик м'яз1в було застосовано ал-горитми Computed Muscle Control.

Вщзначимо, що модель 1м1туе т1льки зменшення ДПДА стегна i не враховуе вкорочення к1нц1вки та на-явнють больових синдром1в, як1 можуть спотворювати ходьбу.

Основн1 геометричнi данi модифжовано! модел! OpenSim, яку використовували у дослщженнк модель складаеться з 7 основних сегменпв — таза, стегново! кютки, кол1нно! чашки, велико! та малогомшково! к1с-ток, таранно! к1стки та стопи (п'ятково!, човнопод16-но!, ку6опод16но!, клинопод16но! та плеснових к1сток та пальщв). Моделi сугло61в нижньо! кшщвки визна-ченi в1дносно рух1в цих сегменпв.

Тазостегновий суглоб мае 3 ступеня в1льност1 — ру-хомють у передньо-задньому напрямку, вiдведення у 61к (перпендикулярно першому напрямку) та обертан-ня навколо вертикально! ос1, що забезпечуе поворот уае! ноги (стопа розгорнута вперед та убж). Перелiченi рухи обмежуються зв'язками. При кожному крощ к1н-

Рисунок 2. 3MiHa просторовоí opieHTa^í m^3íb m. Periformis та m. Gluteus maximus пiсля протезування лiвоí нижньо!' ^нщвки: а) при зменшеннi ДПДА стегна на 10 мм; б) при зменшеннi

ДПДА стегна на 20 мм

щвка, на яку спираеться людина, повертаеться вщносно таза приблизно на 57°, при цьому зчленована поверхня стегна (головка), раддус яко! становить приблизно 2 см, ковзае по поверхш вертлюжно! западини та проходить шлях, який приблизно дорiвнюе своему радусу — 2 см.

Вщповщно до форми тазостегнового суглоба та стану оточуючих його тканин, максимальна ампштуда згинально-розгинальних рухiв становить 140°, приве-дення-вiдведення — 75° та ротацiя — 90°. При ходьбi ампштуда рухiв, яка використовуеться суглобом, знач-но менша. Згинально-розгинальнi рухи не перевищу-ють 50—60° при мтмальному обсягу приведення-вщ-ведення та ротаци.

Результати та обговорення

При зменшенш ДПДА стегна вiдбуваеться змiна кута крiплення та довжини м'язiв, особливо це по-мiтно для м'язiв задньо! поверхнi стегна: m. Periformis, m. Gluteus maximus та m. Gliteus medius, тобто це сто-

суеться тих м'язiв, якi безпосередньо прикршлеш до вертлюга стегново! ыстки. Для м'язiв передньо! поверхш стегна зменшення ДПДА бiльш впливае на m. Psoas major. Bd перелiченi м'язи мають доволi не-значну довжину, тому i змша плеча абдуктора впливае на !х просторову орiентацiю. Бiльш довп м'язи m. Tensor fascie latae, m. Rectus femoris та m. Sartorius практично не змiнюють свою орiентацiю та довжину. Змiна геометричних i просторових параметрiв м'язiв залежить вщ величини плеча абдуктора стегна. На рис. 2 показано приклад змши напрямку м'язiв при змш довжини плеча абдуктора стегна в статичнш позi.

На данiй моделi можна бачити, що при зменшенш ДПДА стегна м'язи зменшують кут приведення i, за правилами геометрп, довжину. I чим бiльше зменшу-еться плече абдуктора, там бшьше зменшуеться кут приведення м'яза.

Розглянемо динамiку змши довжини м'язiв стегна при згинанш нижньо! кiнцiвки пщ час ходьби (рис. 3).

Í * # $ t f * 1 f

% J * д /i < L Я i) 1 к x <i % (\ »4. i— • Д A •V 1 T, LI A

1 1 1 1 1 1 1 1 1 .

1 0,50 i 0,75 1 0,10 I 1,25 I 1,50 1 1,75 1 2,00 1 2,25 2,50

Час, с

Рисунок 3. Вщповщнсть фаз кроку та часовоí шкали

З наведено! д1аграми видно вщповщш фази кроку для кожного штервалу часово! шкали. Для кращого ро-зум1ння вщзначимо основн1 фази кроку, що викорис-товували в моделюваннк

0,67 с — торкання п'ятки право! стопи;

0,67—0,82 с — перекат стоп: право! — з п'ятки на повну опору, л1во! — з повно! опори на пальщ;

0,82 с — вщрив пальщв л1во! стопи;

0,82-1,14 с — повна опора на праву стопу, перенос л1во! ноги;

1,14-1,27 с — перенос опори право! стопи на пальщ;

1,27 с — торкання п'ятки л1во! стопи; 1,31-1,50 с — перекат стоп; 1,50 с — вщрив пальщв право! стопи; 1,50-1,82 с — повна опора на л1ву стопу; 1,82-2,02 с — перенос опори л1во! стопи на пальщ; 1,9 с — торкання п'ятки право! стопи; 2,04 с — вщрив пальщв л1во! стопи. При нормальнш швидкост1 ходьби д1апазон зги-нання кульшового суглоба становить вщ -15 до 25° Кут згинання колшного суглоба не перевищуе 60° На серп д1аграм (рис. 4) показаш вщносш змши, ве-

б

Рисунок 4. Вдносне подовження коротких м'язв стегна

а

в

г

личину змши довжини м'язiв при рiзних кутах зги-нання суглобiв у рiзнi фази кроку, тобто при ходьбi максимальний кут вiдведення (-15°) та максималь-ний кут згинання (25°).

Проведений аналiз вiдносного подовження м'язiв при ходьбi показав, що коротю м'язи бiльше змшю-

ють сво! властивостi, нiж довгi м'язи. В табл. 1 подано рiзницю у подовженш м'язiв стегна при ходьбi при рiзних величинах зменшення ДПДА стегна вiд-носно норми.

Як показав розрахунок змiн подовження м'язiв, най-бiльше зменшення ДПДА стегна впливае на т. Piгifoгmis,

Рисунок 5. Вщносне подовження довгих м'яз 'в стегна

а

б

в

г

короткий м'яз, який бере участь в абдукци стегна та до-датковш ротаци стегна, функци, що найбтьш стражда-ють пiсля хiрургiчних втручань на стегнi. Змiна подо-вження цього м'яза сягае 22 % при вкороченш ДПДА на 10 мм та 44 % при вкороченш на 20 мм. Вщзначи-мо, що функщя m. Piriformis змшюеться на всiх фазах ходьби.

Iншi м'язи значно менше змiнюють функцш подо-вження. Наприклад, m. Gluteus minimus зменшуе подо-вження при ходьбi тiльки на 5 % при зменшенш ДПДА стегна на 10 мм, на 9 % — при зменшенш на 20 мм. Вш три плки m. Gluteus minimus беруть участь в абдукци стегна, m. Gluteus minimus 1 — у флекси, а m. Gluteus minimus 3 — в ротаци. Цей м'яз також змшюе сво! влас-тивостi подовження в ушх фазах ходьби.

Змши у подовженнi при ходьбi m. Gluteus medius становлять близько 5,5 % при вкороченш ДПДА стегна на 10 мм и 10 % — при вкороченш на 20 мм. Найбтьша змша у функци подовження припадае на фазу повно! опори на стопу та перекат з опори на п'ятку, на опору на плесш пальщв, коли основна маса тла сконцентро-вана у зонi плеснових исток i пальцiв. Помiтно незнач-не змщення початку перiоду розтягнення м'яза та ви-дання зони реагування м'яза в останш секунди перед вщриванням пальцiв стопи зi зменшенням довжини ДПДА; m. Gluteus medius повшстю бере участь в абдукци стегна, m. Gluteus medius 1 — у флекси та частково у ротацшних рухах.

Час максимально! рiзницi подовження m. Gluteus maximus при рiзних ДПДА стегна припадае на зону повно! опори та переносу маси тта на зону плеснових исток. Рiзниця у подовженш становить 7 та 11 % для зменшення ДПДА стегна на 10 та 20 мм вщповщ-но. Цей м'яз частково бере участь в абдукци стегна (m. Gluteus maximus 1) та зовшшнш ротаци (m. Gluteus maximus 2, 3). Ротацшш рухи стегно виконуе при роз-ворот стопи при и опорi, майже тому робота m. Gluteus maximus бтьш помiтна при опорi на стопу.

Рiзниця у подовженнi при ходьбi довгих м'язiв не так помггна, але i тут е деяи особливостi. 1нтерес являе фаза кроку, коли максимальне навантаження припадае на плесновi кiстки опорно! стопи, тобто на час 1,8— 1,9 с кроку. М'язи m. Rectus femoris, m. Tensor fasciae latae та m. Sartorius практично не мають рiзницi у вели-чинi подовження пiд час ходьби, але у момент навантаження плеснових исток щ м'язи збтьшують величину подовження тим бтьше, чим бтьше зменшення ДПДА стегна.

Для m. Rectus femoris вiдбуваеться збiльшення подовження м'яза на 3 % при зменшенш ДПДА стегна на 10 мм та 4,5 % — при 20 мм; m. Rectus femoris вщповь дае переважно за флексш стегна. Для m. Tensor fasciae latae подовження збтьшуеться на 1 % та 4,5 % — при зменшенш ДПДА на 10 та 20 мм вщповщно; m. Tensor fasciae latae бере участь практично в ушх рухах стегново! истки. Для m. Sartorius збтьшення подовження вт-значаеться на рiвнi 2,5—3,0 %. Цей м'яз вщповщае за абдукцш та флексш стегна.

Внаслщок того, що означеш м'язи не мають сптьних точок крiплення з головкою стегна, змша ДПДА стегна не впливае на !! функцiональнiсть; тiльки необхщшсть пiдтримки рiвноваги при опорi на плесш, коли залучеш практично вс м'язи кiнцiвки, та незначна змша кута ди м'яза дають такий результат змши його подовження.

Окремо слт вщзначити роботу m. Iliacus psoas major. Цей м'яз показуе рiзницю у подовженнi пiд час переносу иншвки. Вiн залучаеться для флексГ! стегна. Рiз-ниця у подовженш не перевищуе 2 %.

Розглядаючи вплив зменшення ДПДА стегна на функцюнальшсть м'язiв, для подальшого аналiзу буде-мо розглядати ттьки m. Piriformis; m. Gluteus maximus; m. Gluteus medius; m. Gluteus minimus, тобто ri, що мають точки кршлення бтя великого вертлюга.

Наступним кроком нашого дослщження стало ви-вчення величини активно! сили, яку витрачають м'язи при ходьбь Вивчали м'язи, що безпосередньо залу-

Таблиця 1. Збльшення довжини M^3iB при ходьб'1 вдносно статичноi пози

М'яз Норма Зменшення на 10 мм Зменшення на 20 мм Час вимiр., с

m. Piriformis абс. % 0,0225 100 0,0175 22,2 0,0125 44,4 0,7

m. Gluteus maximus абс. % 0,175 100 0,162 2,8 0,156 4,5 1,75-2,00

m. Gluteus medius абс. % 0,165 100 0,156 5,5 0,148 10,3 1,8

m.Gluteus minimus абс. % 0,170 100 0,162 4,7 0,155 8,8 1,1

m. Rectus femoris абс. % 0,112 100 0,115 -2,7 0,117 -4,5 1,8

m. Iliacus psoas major абс. % 0,965 100 0,951 1,5 0,95 1,6 1,25

m. Sartorius абс. % 0,483 100 0,495 -2,5 0,498 -3,1 1,8

m. Tensor fasciae latae абс. % 0,1125 100 0,1137 1,1 0,1175 4,4 1,8

чеш в абдукцй' стегна, а саме: m. Piriformis, m. Gluteus maximus 1, m. Gluteus medicus, m. Gluteus minimus. Через те, що m. Gluteus medicus, m. Gluteus minimus повнютю залученi в абдукцш стегна, дослiджували су-марну силу, яку вони розвивають при ходьбг

Як показали попереднi дослiдження, m. Piriformis найбiльше реагуе на змшу ДПДА стегна. Нижче наведено результат анатзу сили, яку витрачае м'яз при ходьбi (рис. 6).

Анатз показав, що максимальну силу m. Piriformis розвивае при перенос стопи, тобто початок збудження м'яза припадае на момент опори на плесновi ыстки та пальщ ноги (0,80 с), збтьшуеться при перенош стопи, у перюд, коли стопа переноситься вперед (0,80—1,31 с), дат йде перюд опускання стопи та опора на не! (1,31— 2,0 с) — у цей перюд м'яз частково розвантажений. 1з 2 с кроку м'яз знову починае збудження для виконання переносу стопи.

За даними анатзу, m. Piriformis зi зменшенням ДПДА стегна зменшуе силу, яку необхщно розвивати для здiйснення акту ходьби. Якщо при опорi на стопу (1,3—2,0 с) робота м'яза залишаеться приблизно на одному рiвнi (вщ 11 до 6 Н) i зменшення збудження м'яза вщбуваеться на 30 % при зменшенш ДПДА стегна на 10 мм й на 50 % при зменшенш на 20 мм, то при перенош стопи навантаження помггно знижуеться — на 50 % при зменшенш ДПДА стегна на 10 мм та на 80 % — при зменшенш на 20 мм. Отже, виникае ситуащя, при яый тсля протезування m. Piriformis постшно працюе в послабленому режим^ що з часом призводить до його гшодинами та нездатноста до повноцшно! роботи.

В абдукцй' стегна залучено m. Gluteus maximus 1 (рис. 7).

Максимальне навантаження цього м'яза припадае на перюд опори стопи, тобто збудження починаеться в момент першого торкання п'ятки (1,27 с) й наростае до 1,3—1,40 с у момент, коли м'яз приймае навантаження для тдтримки рiвноваги, потам йде зниження актив-носта до 1,75 с — у цей перюд переважно працюють м'язи стопи, на 1,50 с починаеться перюд одиночно! опори, який тривае до 1,9 с, — вщзначаеться збудження м'яза на початку цього перюду — вщ 1,50 до 1,75 с — перекат на плесновi ыстки. На переката стопи спосте-ртаеться збтьшення активацй' м'яза зi зменшенням ДПДА стегна. Перед торканням п'ятки спостертаеться незначне збудження м'яза, в цей момент стопа розгор-таеться латерально, а m. Gluteus maximus 1 бере участь у цьому руш.

М'яз m. Gluteus medius повнютю залучений в абдукцй' стегна, тому для його анал1зу брали сумарну дш вшх його гшок (рис. 8).

Максимальне збудження m. Gluteus medius припадае на перюд опори стопи — вщ моменту торкання п'ятки (1,27 с) до моменту вщриву пальщв (2,00 с). Незначне збудження при перенош стопи пояснюеть-ся залученням м'яза в акти флексй', внутршньо! та зо-вшшньо! ротацй', екстензй'. Як i iншi м'язи стегна, для m. Gluteus medius вщзначаеться зниження активацй' при здшсненш акту ходьби. Але разом iз тим зi змен-

m. Piroformis, N

0,50 0,75 1,00 1,25 1,50 1,75 2,00 2,25 2,50

Time, s

iНе можете найти то, что вам нужно? Попробуйте сервис подбора литературы.

Рисунок 6. Графж активноi сили, яку витрачае m. Piriformis при ходьб'1, при р!зних величинах зменшення ДПДА стегна (л '!ва к!нц!вка)

т. Gluteus maximus 1

о j-i-;-:-i-i-i-;-;-;—

0,50 0,75 1,00 1,25 1,50 1,75 2,00 2,25 2,50

Time, s

Рисунок 7. Графж активноi сили, яку витрачае m. Gluteus maximus 1 при ходьб'1, при р'/зних величинах зменшення ДПДА стегна (л'ва к!нц!вка)

т. Gluteus medius (sum)

0,50 0,75 1,00 1,25 1,50 1,75 2,00 2,25 2,50

Time, s

Рисунок 8. Графж активноi сили, яку витрачае m. Gluteus medius (sum) при ходьб'1, при р'зних величинах зменшення ДПДА стегна (л '!ва к!нц!вка)

шенням ДПДА стегна виникае змщення перюду його збудження на бшьш шзнш час (на 3—4 %) та, вщповщ-но, i перюду збудження (на цю ж величину). Таке зменшення майже не суттеве, але у сукупноста 3i зростанням гшодинами м'яза може призвести до поступово! втрати сили м'яза. При перенош стопи рiзниця у збудженш м'яза незначна, бшьш помина рiзниця при опорi на стопу, особливо у другш половиш перюду опори — при опорi на плесновi ыстки.

Час максимального збудження m. Gluteus minimus припадае на перюд опори на стопу, а саме при опорi на плесновi ыстки (рис. 9).

Десь на 1,80 с максимальне напруження м'яза ся-гае 550 Н, але при зменшенш ДПДА стегна на цей час m. Gluteus minimus зменшуе збудження тим менше,

"ö Q

О

ю о

0 тз s

х'

Q >

1 >

О

О >

s ф

X X а

О

eg и" Q

70 (D

со

(D Q

О IT (D

Таблиця 2. Величина змiни активноïсили m^3Ïb приpÎ3Hrn довжиш ДПДА стегна

М'яз Фаза кроку Параметр Зменшення ДПДА стегна

Норма -10 мм -20 мм

m. Piriformis опора знач. 86,8 45,7 16,4

% 100 52,6 18,8

перенос знач. 11,7 8,3 5,9

% 100,0 70,9 50,4

m. Gluteus maximus 1 опора знач. 67,0 56,5 50,8

% 100 84,3 75,8

повна опора знач. 7,3 19,8 23,2

% 100 270,9 316,2

перенос знач. 7,2

% 100

m. Gluteus medius опора знач. 844,5 722,1 630,2

% 100 85,5 74,6

перенос знач. 437,3 341,3 257,7

% 100 78,0 58,9

m. Gluteus minimus опора знач. 540,0 413,8 220,9

% 100 76,6 40,9

перенос знач. 82,4 66,2 65,8

% 100 80,33 79,8

m. Sartorius опора знач. 153,1 100,205 30,745

% 100 65,4 20,1

перенос знач. 4,7 4,735 4,734

% 100 99,9 99,9

m. Tensor fasciae latae опора знач. 202,8 151,3 47,6

% 100 74,60 23,5

перенос знач. 19,9 13,6 9,505

% 100 68,3 47,9

Висновки

Проведене моделювання ходьби при асиметрично-му вкороченш довжини да плеча абдукторiв стегна показало, що навпъ незначне (до 10 мм) його зменшення призводить до втрати спроможносп м'язiв розвива-ти необхiдну силу для здшснення тих чи iнших рухiв. Найбiльш уразливi при ходьбi фази одноопорного сто-яння та перекату стопи на пальщ. В щ моменти м'язи втрачають спроможнiсть розвивати необхщну силу до 40 %. Найбтьш уразливi довгi м'язи, що вщповщають за пiдйом ноги, та група м'язiв, якi покликанi забезпе-чити рiвновагу при одноопорнiй фазi руху.

Конфлiкт ÎHTepecÎB. Автори заявляють про вщсут-нiсть конфлiкту штерешв при пiдготовцi дано!' статтi.

Список л^ератури

1. Шапиро К.И. Социально-гигиеническая характеристика больных с заболеваниями тазобедренного сустава // Повреждения и заболевания тазобедренного сустава. — Л, 1983. — С. 62-64.

2. Abu-Amer L, Darwech J., Clohisy J.C. Aseptic loosen in gof total joint replacements: mechanisms under lyingosteolysis and potential therapies // Arthritis Res.Ther. — 2007. — Vol. 9 (Suppl. 1). — S. 6.

3. Kreutzer J., Schneider M, Schiegel U. et al. Cemented total hip arthroplasty in Germany — anupdate // Z. Orthop. Ihre Grenzgeb. — 2005. — Vol. 143, № 1. — P. 48-55.

4. Skutek M, Bourne R.B., Mac Donald S.J. International epidemiology of revision THR// Orthoped. Trauma. — 2006. — Vol. 20, № 3. — P. 157-161.

5. Filippenko V.A., Deduch N.V., Schkodovskaja N.Y. et al. Clinical and morphological aspects ofaseptic loosenin gof the hip endoprothesis // Orthop. Traumatol. Prosthetics. — 2009. — № 3. — P. 65-69.

6. Гайко Т.В., Поляченко Ю.В., Рибачук O.I. Стан та перспективи розвитку ендопротезування суглобiв в УкраИ-Hi// Всник ортопеда, травматологи та протезування. — 2000. — № 2(27). — С. 71-72.

7. Лоскутов А.Е. Эндопротезирование тазобедренного сустава / А.Е. Лоскутов. — Д.: Лира, 2010. — 344 с.

8. Вакуленко В.М. Предоперационное планирование полной замены тазобедренного сустава // Тезисы симпозиума «Эндопротезирование крупных суставов». — Москва, 17— 19 мая 2000. — С. 12-13.

9. Тяжелов А.А Клинико-биомеханическое обоснование и построение модели работы мышц, обеспечивающих горизонтальное равновесие таза / Тяжелов АА, Карпинский М.Ю., Карпинская Е.Д., Гончарова Л.Д., Климовицкий Р.В., Фищен-коВ.А.//Травма. — 2017. — Т. 18, №5. — С. 13-18.

10. Delp S.L., Anderson F.C., Arnold AS, Loan P., Habib A., John C.T., Guendelman E, Thelen D.G. OpenSim: Open-source Software to Create and Analyze Dynamic Simulations of Movement //IEEETransaction son Biomedical Engineering. — 2007.

11. Delp S.L., Anderson F.C., Arnold AS, Loan P., Habib A, John C.T., Guendelman E, Thelen D.G. / OpenSim:

Open-Source Software to Create and Analyze Dynamic Simulations of Movement // IEEET ransaction son Biomedical Engineering. — 2007November. — Vol. 54, № 11.

12. Thelen D.G. Adjustment of musclemechanics model parameters to simulate dynamic contractions in olde radults //ASME Journal of BiomechanicalEngineering. — 2003. — Vol. 125(1). — P. 70-77.

13. Delp S.L, Loan J.P., Hoy M.G, Zajac F.E, Topp E.L., Rosen J.M. An interactive graphics-based model of the lower extremity to study orthopaedic surgical procedures // IEEET ransactions on Biomedical Engineering. — 1990. — Vol. 37. — P. 757-767.

14. Amirouche F., Solitro G., Walia A No effect of femoral offset on bone implant micromotion in an experimental model // Orthopaedics & Traumatology: Surgery & Research. — 2016. — Vol. 102, Iss. 3. — P. 379-385.

OmpuMaHO 16.04.2018 ■

Страфун С.С.1, Фищенко А.В.2, Карпинская Е.Д.3

1ГУ «Институт травматологии и ортопедии НАМН Украины», г. Киев, Украина

2Винницкий национальный медицинский университет им. Н.И. Пирогова МЗ Украины, г. Винница, Украина 3ГУ «Институт патологии позвоночника и суставов им. М.И. Ситенко НАМН Украины», г. Харьков, Украина

Моделирование ходьбы с уменьшенной длиной плеча действия абдукторов бедра

Резюме. Актуальность. Одной из особенностей эндопротези-рования тазобедренного сустава является несоблюдение длины плеча действия абдукторов бедра протезированного сустава в сравнении с контралатеральным. Разница в длине плеча действия абдукторов бедра протезированного и непротезированно-го суставов может достигать 40 мм. Особенности биомеханики ходьбы таких пациентов изучены недостаточно. Цель. На математической модели оценить влияние уменьшения длины плеча действия абдукторов бедра на параметры походки пациентов. Материалы и методы. Моделирование проводили с помощью программного комплекса Оре^шъ В качестве базовой модели была взята 3D-компьютерная модель gait2392_simbody.osim с 23 степенями свободы в скелетно-мышечной системе человека. Не-масштабированная версия модели представляет собой объект ростом 1,8 см, массой тела 75,16 кг. С целью создания модели для анализа ходьбы больных после эндопротезирования тазобедренного сустава нами была проведена модификация базовой модели, а именно изменение формы бедренной кости, где нормальная головка была заменена эндопротезом с заданными параметрами.

Изменение длины плеча абдукторов бедра регулировали за счет укорочения шейки эндопротеза. Результаты. Проанализирована работа мышц на протезированной конечности при двух вариантах уменьшения длины плеча абдукторов бедра и при нормальной длине. Укорочение длины плеча действия абдукторов бедра составило 10 и 20 мм. Определены возможности отдельных мышц развивать необходимые усилия для обеспечения нормальной походки в условиях уменьшенной длины плеча действия абдукторов бедра. Выводы. Проведенное моделирование ходьбы при асимметричном укорочении длины плеча действия абдукторов бедра показало, что даже незначительное (до 10 мм) ее уменьшение приводит к потере возможности мышц развивать необходимую силу для осуществления тех или иных движений. Наиболее уязвимы при ходьбе фазы одноопорного стояния и перекат стопы на пальцы. Наиболее чувствительны длинные мышцы, отвечающие за подъем ноги, и группа мышц, которые предназначены обеспечивать равновесие при одноопорной фазе движения. Ключевые слова: тазобедренный сустав; эндопротезирова-ние; абдукторы бедра

S.S. Strafun1, O.V. Fischenko2, O.D. Karpinska3

1State Institution "Institute of Traumatology and Orthopaedics of the NAMS of Ukraine", Kyiv, Ukraine 2M.I. Pirogov Vinnytsia National Medical University, Vinnytsia, Ukraine

3State Institution "Sytenko Institute of Spine and Joint Pathology of the Academy of Medical Sciences of Ukraine", Kharkiv, Ukraine

Walking simulation with reduced hip abductor moment arm

Abstract. Background. One of the features of hip arthroplasty is the non-compliance with the hip abductor moment arm of the prosthetic joint as compared to the contralateral one. The difference in the length of the hip abductor moment arm of prosthetic and non-prosthetic joints can reach 40 mm. The features of the walking biomechanics in these patients have not been studied enough. The purpose was to assess the effect of reducing the hip abductor moment arm on the parameters of gait after arthroplasty using mathematical model. Materials and methods. The simulation was carried out using the OpenSim software. The 3D computer model gait2392_simbody.osim with 23 degrees of freedom in the human musculoskeletal system served as a basic model. The non-scaled version of the model is a subject with 1.8 m of height and 75.16 kg of weight. To create a model for the analysis of patients' walking after hip replacement, we performed a modification of the basic model, namely, a change in the shape of the femur, where the normal head was replaced by an endopros-

thesis with specified parameters. The change in the hip abductor moment arm was regulated by shortening the neck of the endoprosthesis. Results. The function of the prosthetic limb muscles was analyzed with two options for reducing the hip abductor moment arm and in normal length. The shortening of the hip abductor moment arm was 10 and 20 mm. The possibilities of individual muscles to develop necessary efforts to ensure a normal gait in conditions of a reduced length of the hip abductor moment arm are determined. Conclusions. The performed walking modeling with an asymmetric shortening of the hip abductor moment arm showed that even a slight (up to 10 mm) decrease leads to a loss of the muscle ability to develop the necessary force for making certain movements. The phases of one-leg standing and rolling the feet from heel to toes are most sensitive to walking. The most sensitive are the long muscles responsible for lifting the leg and a group of muscles that provide balance in one-leg-standing. Keywords: hip joint; arthroplasty; hip abductors

i Надоели баннеры? Вы всегда можете отключить рекламу.