CC BY
88
■ Лкарю, що практикуе_Тпявмя
To General Practitioner ■ [Jcmivic*
УДК 616.728.2:612.76 DOI: 10.22141/1608-1706.1.20.2019.158678
Зазiрний 1.М., Рижков Б.С.
Центр ортопедИ, травматолог!! та спортивно!медицини кл1н1чно! л1карн1 «феофаня» ДУС, м. КиТв, Украина
Погляд спортивного травматолога на бюмехашку кульшового суглоба
Резюме. Як основна ланка мж верхньою частиною т1ла та нижньою юни}вкою кульшовий суглоб вд1грае важливу роль у розвитку та передач\ ¡мпульав сили пд час виконання щоденних рутинних д1й та спортив-них вправ. Для цього суглоба характерний надзвичайно високий р1вень природно! юстково! стШост'1, а особливост його юстково! структури значно впливають на його бюмехант властивост'1. Ц б1омехан1чн1 принципи мають велике значення при встановленн дагнозу та показань до оперативного л1кування струк-турних аномалий кульшового суглоба, а також для розумння ф1зичних навантажень на кульшовий суглоб пд час спортивних тренувань, як можуть призвести до травм або хрончних патологчних процесв. Ключовi слова: бомеханка кульшового суглоба; анатомя кульшового суглоба; патомеханка; сили кульшового суглоба; механка кульшового суглоба
Анатомiя
Розглядаючи бюмехашчш принципи функцюнуван-ня кульшового суглоба людини, необхщно враховувати нормальну анатомш проксимального вщдлу стегново! истки i таза, осильки м'язи, зв'язки, а також истко-вi структури забезпечують рiвновагу сил, що дозволяе здшснювати контрольоваш рухи в стегново-ацетабу-лярному з'еднаннг Хоча локальна анатомiчна структура кульшового суглоба мае велике значення, необидно зазначити, що кульшовий суглоб з'еднуе тулуб i нижню инщвку, i щ структури суттево впливають на бюмехашку кульшового суглоба.
За класичним визначенням, кульшовий суглоб — це обмежене з'еднання м1ж кулястою голiвкою проксимального вщдлу стегново! ыстки i вертлюжною западиною тазово! кустки. Разом голiвка стегново! истки та вертлюжна западина утворюють кулястий суглоб. Вертлюжна западина розмiщуеться в мющ з'еднання клубово!, шднично! та лонно! кусток таза — Y-подiбний хрящ — i починае розвиватися в ембрюна на 8-му тиж-нi [1], а на 11-му тижш кульшовий суглоб вже е повно-цiнно сформованим [2]. Зростання хрящово! пластини вiдбуваеться через Y-подiбний хрящ, при цьому ямка кульшово! западини розвиваеться донизу, убiк та вперед у вщповщь на наявнють головки стегново! кустки [3, 4]. Розмiри та орiентацiя ацетабулярного отвору опи-суються рентгенографiчно: оцшюються латеральний центральний кут, переднiй центральний кут, кут Tonnis,
а також кут ацетабулярного нахилу; значення цих кулв залежить вщ глибини вертлюжно! западини, нахилу !! по-верхш, що утримуе вагу, а також вщповщного обсягу по-криття головки стегново! истки [5]. Розвиток вертлюжно! западини продовжуеться до зростання Y-подiбного хряща, зазвичай до вку вщ 16 до 18 роив [3].
Хоча класичне визначення кульшового суглоба як кулеподiбного суглоба з единим центром ротаци е концептуально простим уявленням ^ таким чином, дозволяе робити припущення щодо бiомеханiчних влас-тивостей суглоба та робити робочi пiдрахунки, треба пам'ятати, що голiвка стегново! кiстки мае не щеально сферичну форму. Сам центр ротаци не однаковий для рiзних видiв руху. Крiм того, шдивщуальш вiдхилення в морфологи проксимального вщдту стегново! кiстки впливають на стушнь того, наскiльки це явище може бути спостережене, i дозволяють зробити припущення щодо можливост розвитку коксартрозу в майбутньому [6]. Незначш вщмшносп в морфологи стегново! истки та морфологи вертлюжно! западини впливають на бюмехашку кульшового суглоба, але щ вiдмiнностi ще не були описаш докладно, що ускладнюе розрахунки, саме тому в цш статтi ми виходимо з того, що кульшовий суглоб е единим кулеподiбним суглобом з одним центром ротаци та сферичною головкою стегново! истки, якщо iнше не встановлено.
Функцюнальна глибина вертлюжно! западини збть-шуеться за рахунок вертлюжно! губи, що складаеться з
© «Травма» / «Травма» / «Trauma» («Travma»), 2019
© Видавець Заславський О.Ю. / Издатель Заславский А.Ю. / Publisher Zaslavsky O.Yu., 2019
Для кореспонденци: Заз1рний 1.М., Кл1н1чна л1карня «Феофашя» Державного управлшня справами, вул. Академ1ка Заболотного, 21, м. КиТв, 03680, УкраТна; e-mail: redact@i.ua For correspondence: I.M. Zazirnyi, Clinical Hospital "Feofaniya"of the Agency of State Affairs, Academic Zabolotny st., 21, Kyiv, 03680, Ukraine, e-mail: redact@i.ua
фiброволокнистого хряща, що е краем вертлюжно! за-падини i знаходиться глибоко в суглобовiй сумцi. Така структура пiдвищуе функцiональну стшысть суглоба, дiючи як ущiльнювач мiж западиною та голiвкою стегново! кiстки, запобiгаючи зникненню синовiальноl рь дини зсередини суглоба [7, 8]. Щоб вiд'еднати голiвку стегново! ыстки вiд вертлюжно! западини, треба подо-лати дiю ущiльнювача, що додае кульшовому суглобу стiйкостi [9]. Це призводить до того, що в останках тла людини, коли зв'язки та м'язи стегна розщеплюють-ся, стегнова ыстка може залишатися в западиш через ефект засмоктування [10]. Крiм того, види дiяльнос-п, пов'язанi з навантаженнями, за наявност дiючого ущiльнювача вертлюжно! губи призводять до збть-шення внутрiшньосуглобового тиску — тд час цього процесу внутршньосуглобове тертя зменшуеться за рахунок покращання змащування суглоба [7, 9].
Куляста голiвка стегново! кiстки розвиваеться одно-часно з вертлюжною западиною [3] i пов'язана з дiа-фiзом стегново! кустки через Г! внутршньокапсульну шийку та позакапсульнi мiжвертельнi дiлянки. Нор-мальний нахил мiж шийкою стегново! кiстки та И ттом (шийково-дiафiзарний кут) поступово зменшуеться вщ народження до моменту, коли скелет е вже повшстю сформованим. У дитини, яка щойно народилася, цей кут становить 150 градушв, а в повнiстю сформовано-му скелета доросло! людини — 125 ± 5 градушв [11]. В акшальнш площинi шийка стегново! ыстки мае рота-цiю допереду (антевершя) щодо дистально! осi надви-ростыв стегново! кiстки, причому нормальним вва-жаеться антеверсiя вiд 12 до 14 градушв [12]. Оскльки стутнь антеверси проксимально! частини стегново! ыстки збтьшуеться, також зростае механiчна перевага великого сщничного м'яза [13], при цьому мехашчш можливостi привщних м'язiв зменшуються [14]. Великий i малий вертлюги — це виступи на вiдповiдно край-ньому боковому i задньосередньому проксимальному вiддiлi стегново! кiстки, де з'еднуються рiзнi м'язи, як вiдповiдають за рух стегна.
Кульшовий суглоб оточений товстою волокнинною капсулою, що починаеться з вертлюжно! губи в бш передньо! мiжвертлюгово! лiнi! проксимального вщ-дту стегново! кустки спереду i до задньо! мiжвертлю-гово! лiнi! ззаду [11]. 1з капсулою кульшового суглоба пов'язаш три зв'язки, якi допомагають стабшзувати його в екстремальних точках руху. Серед цих зв'язок: шофеморальна зв'язка (зв'язка Bigelow), яка простяга-еться вiд передньо! нижньо! клубово! остi до передньо! мiжвертлюгово! лши, лобково-стегнова зв'язка, яка приеднуеться до верхньо! лобково! частини та нижньо! поверхш шийки стегново! кiстки, а також сщнично-стегнова зв'язка, яка простягаеться вщ сiднично! ыст-ки до задньонижньо! поверхнi шийки стегново! ыстки. Щ три зв'язки стабшзують голiвку, вiдповiдно, пiд час гшернапруження, гiперабдукцi! i розтягування. При цьому шофеморальна зв'язка наймщшша з них, а за-дня сiднично-стегнова зв'язка найтонша i найслабша [14]. Щ зв'язки щiльнiшi, коли кульшовий суглоб знаходиться в розинутому положенш, що пояснюе збш-
шення амплпуди обертання пiд час згинання порiвня-но з розгинанням.
Постачання кровi до проксимального вщдту стегново! кустки переважно здшснюеться ынцевими плка-ми присереднiх огинаючих артерш стегна, спереду — у меншому обсязi через бiчну огинаючу артерш [15]. Вертлюжна западина i вертлюжна губа кровопостача-ються з передньо! сщнично!, нижньо! сiднично! та за-тульно! артерiй [11, 14, 16, 17].
Шд час р^в у кульшовому суглобi задiяна дуже велика кiлькiсть м'язiв, що також вщповщають за пра-вильне розташування нижнiх кiнцiвок та тулуба вщ-носно один одного. Тип руху, на який впливають таы м'язи, залежить вiд його походження, крiплення м'язiв та положення кульшового суглоба стосовно таза та ко-лша.
Клубово-поперековий м'яз, прямий м'яз стегна, кравецький м'яз i м'яз-натягувач широко! фасци вiд-повiдають за згинання стегна в кульшовому суглобь Першi три iннервуються стегновим нервом, а м'яз-натягувач широко! фасци — верхшм сщничним нервом [11].
Розгинання стегна в кульшовому суглобi здшснюеться шляхом скорочення великого шдничного м'яза i м'язiв задньо! поверхнi стегна (бiцепс стегна, пiвпе-ретинчастий та твсухожилковий м'язи) [11]. Великий сщничний м'яз iннервуе нижнш сiдничний нерв, а м'язи задньо! поверхш стегна — великогомшкова плка сiдничного нерва [11]. Скорочення середнього шдничного м'яза, малого шдничного м'яза та м'яза-натягувача широко! фасци шнервуються плками великого сдничного нерва та призводять як до скорочення, так i до зовнiшнього обертання голiвки стегново! кiстки у вертлюжнш западинi. Лддукцiя стегна в кульшовому суглобi досягаеться скороченням великого привщного м'яза, довгого привiдного м'яза, короткого привщного м'яза, якi шнервуються затульним нервом. М'язи, за-дiянi у внутрiшньому обертаннi кульшового суглоба, та вщповщш нерви, що !х iннервують, так1: внутрiшнiй затульний м'яз (внутршнш затульний нерв), зовнiш-нш затульний м'яз (затульний нерв), верхнш близ-нюковий м'яз (внутрiшнiй затульний нерв), нижнш близнюковий м'яз (нерв квадратного м'яза стегна), грушоподiбний м'яз (нерв грушоподiбного м'яза S1 та S2), а також квадратний м'яз стегна (нерв квадратного м'яза стегна) [11].
Рухи в кульшовому суглобi
У сагггальнш площиш в нормальному кульшовому суглобi може здiйснювати згинальний рух на 120—125 градусiв, а розгинальний рух — на 10—15 градушв [12, 18]. Загалом такий рух обмежуеться капсульно-зв'язковими структурами i м'язово-сухожильними еле-ментами, а також ыстковою архiтектурою стегна. Згинання стегна значною мiрою обмежено положенням колшного суглоба, тодi як розгинання колшного суглоба значно знижуе згинання стегна через пов'язане зменшення напруження м'язiв задньо! поверхш стегна, яы проходять повз обидва згадаш суглоби [12]. 1леофе-
моральна зв'язка, передня капсула i м'язи-згиначГ об-межують розгинання кульшового суглоба [12]. Коли стегно знаходиться в положенш згинання вГд 0 до 70 грaдусiв, бГчне обертання може бути вiд 0 до 90 градушв [19]. Коли в кульшовому суглобi стегно знаходиться в положенш розгинання, присередне (внутршне) та бГч-не (зовнiшне) обертання значно меншГ, оскiльки м'якГ тканини стегна знаходяться в стaнi бГльшого напру-ження пiд час розгинання, таким чином обмежуючи ступiнь обертання.
Поеднаний рух кульшового суглоба i таза разом впливае на весь рух стегна, а амплпуда рухiв, згадана вище, залежить також i вiд руху таза. Дюберрi та сшвав-тори описують вiдмiнностi в задньому обертанш таза: з колшним суглобом у положеннi згинання 26% згинання стегна вГдбуваеться в результата попереково-тазово-го обертання, а з колшним суглобом у положенш розгинання у результата попереково-тазового обертання вГдбуваеться 39% згинання стегна [18]. Вважаеться, що шд час шдшмання ваги вплив обертання таза на згинання стегна становить 18 % [20].
Хоча основш обмеження амплггуди руху кульшового суглоба традицшно пов'язують iз м'якими тканинами стегна, останшм часом значний штерес становить роль ыстково! aрхiтектури. За умов, якi призводять до аномалш проксимально! стегново! або ацетабу-лярно! морфологГ!, наприклад фемороацетабулярний iмпiнджмент, рух часто обмежений через аномальний контакт кГсток мГж дГлянками проксимально! частини стегново! кГстки та вертлюжно! губи в крайшх поло-женнях aмплiтуди руху [6]. У таких кшшчних ситуа-цГях рух, що вГдбуваеться мГж стегновою ысткою та вертлюжною западиною, е меншим, а таз починае рухатися ранГше.
Bei рухи стегна, необхiднi для виконання стандартно! щоденно! дiяльностi, описанi в статта [21] та наво-дяться в табл. 1.
Джонсон i СмГдт провели електрогонометрич-нi дослщження 33 пацieнтiв та виявили, що для здшснення щоденно! дiяльностi, наприклад, для зав'язування шнурыв, необхiдне вщведення та 6i4-не (зовнiшнe) обертання на 20 градуав, а також згинання стегна на 120 градуав [21, 22]. КрГм того, i3 збiльшенням вiку пацieнтiв вщбуваеться загальне зниження амплiтуди руху стегна, при цьому в старших пашентав спостер^аються знижена здатнiсть до згинання та розгинання стегна, а також змен-шення довжини кроку [20].
Серед деяких категорiй атлетiв спостерiгаeться зниження амплггуди руху стегна. Наприклад, деяы биуни на довп дистанцй', яы не належать до спортивно! елгти i виявляють гнучысть нижчу, шж в шших атлетiв, пока-зують вищий рiвень ефективностi биу. Вважаеться, що вища економiчнiсть руху таких спортсмешв пов'язана з выносною вщсутшстю витрат енергй' на стабiлiзацiю стегна i таза м'язами та сухожилками пГд час биу по-рГвняно з бтьш гнучкими бiгунами [23, 24]. Також розгинання стегна в професшних хоке!став на 10 градушв менше за норму для !х вшу [25], i деяы вчеш вказують на скорочення згинання стегна як на потенцшну причину хрошчного болю в нижньому в!ддш спини в деяких спортсмешв [27].
Цикл ходшня
Кульшовий суглоб поеднуе нижш ыншвки та ту-луб, i рух, який здшснюеться цими частинами тiла, дозволяе ходити на двох ногах. Рух, що здшснюеться в кульшовому суглоб1 шд час циклу ходшня, харак-
Таблиця 1. Середн1 значення максимального руху стегна у 3 р!зних площинах пд час звичайних вид!в д!яльност! [21]
Вид активност Площина руху Значення (градуси)
Зав'язування шнурюв iз ногою на пiдлозi Сагiтальна Фронтальна Поперечна 124 19 15
Зав'язування шнурюв iз ногою на протилежному стегн Саптальна Фронтальна Поперечна 110 23 33
Сщання i вставання зi сттьця Саптальна Фронтальна Поперечна 104 20 17
Згинання, щоб пiдняти предмет з пщлоги Саптальна Фронтальна Поперечна 117 21 18
Присiдання Саптальна Фронтальна Поперечна 122 28 26
Пiдйом сходами Саптальна Фронтальна Поперечна 67 16 18
Спуск сходами Саптальна 36
теризуеться зпдно з рiзними фазами циклiв бiгу та ходшня, причому середне значення згинання стегна та його розгинання вщповщно 35 та 10 градуав [22, 28]. Пд час ходiння кульшовий суглоб максимально розгинаеться тд час вщриву п'яти вiд землi i максимально згинаеться наприкшщ фази переносу [29]. Шд час фази опори в ходшш спостерiгаеться приведення стегна в кульшовому суглобi, а також його присеред-не (внутрiшне) обертання, центр гравггащ! при цьо-му знаходиться ближче до кульшового суглоба, а шд час фази переносу спостериаеться вщведення та бiчне (зовшшне) обертання, коли нижня кiнцiвка тдтягу-еться допереду. У табл. 2 наводяться змiни положення стегна, задiяних м'язiв, !х участь у цикш ходiння та на рiзних етапах ходьби [30].
Наявшсть етапу подвшно! опори визначае дiяль-нiсть ходшня. Коли швидысть ходiння зростае, змен-шуеться тривалють фази подвiйно! тдтримки, а бiг починаеться, коли ця фаза виходить iз циклу ходьби i замiнюеться фазою польоту, коли обидвi ноги од-ночасно вщриваються вiд землi [31]. 1з збтьшенням швидкостi бiгу тривалiсть фази польоту зростае. Сту-пiнь згинання i розгинання стегна змiнюеться, коли збшьшуеться швидкiсть ходiння вiд безпосередньо ходшня до легкого биу та б^у, причому максимальне згинання стегна збшьшуеться бшьше нiж до 55 граду-сiв посерединi фази переносу стегна п!д час ходiння та легкого биу [30]. Шiд час ходшня та легкого б^у розгинання стегна менше, шж пiд час биу, i вiдрив паль-щв ноги вiд землi вiдбуваеться перед максимальним розгинанням стегна пiд час б^у та легкого бiгу, хоча
шд час ходiння це вщбуваеться пiсля максимального розгинання стегна [30]. Стушнь вiдведення та приведення кульшового суглоба варше, коли вщбуваеться прискорення руху вiд ходiння до легкого биу та бiгу, причому максимальш значення цих рухiв спостерь гаються пiд час бiгу [30]. Приведення стегна в кульшовому суглобi на максимальнш швидкостi б^у ста-новить вiд 15 до 20 градуав i спостерiгаеться в!дразу перед опусканням п'яти, а максимальне вiдведення вiдбуваеться у фазi переносу шд час бiгу пiсля в!дриву пальцiв ноги вiд землi [30].
Сили, що впливають на кульшовий суглоб
Впродовж багатьох рокiв багато зусиль спрямовуеть-ся на описання рiзних сил, що впливають на реакцш кульшового суглоба людини. 1снують оцiнки на основi пiдрахунку та схем дшчих сил, але таы методи вимага-ють припущень та спрощень щодо м'язiв-антагонiстiв та багатьох м'яких тканин, як! впливають на розподш сил у кульшових суглобах. Пряме вимiрювання цих сил до сьогодш залишаеться практично неможливим. Про-те прям! вимiрювання були здшснеш тсля ендопроте-зування кульшового суглоба, i m дан! можна застосову-вати до нативного суглоба людини.
Розрахунки in vitro
Шдрахунки сил, як! дшть на кульшовий суглоб, е типовими в лиератур! з бюмехашки та ортопедй', при цьому бшьшють схем е розкладом сил, що дшть поперек кульшового суглоба тд час стояння на однш кш-
Таблиця 2. В1с!м фаз циклу ходiння [30]
Фаза ходшня Положення стегна Активы м'язи Наявшсть шд час циклу (%)
Стшка Перший контакт 30 градуав згинання М'язи задньо'| поверхн стегна та великий сщничний м'яз 0-2
Вщповщь на навантаження 30 градуав згинання Приведення вщ 5 до 10 градуав Присередне обертання вщ 5 до 10 градуав М'язи задньо'1 поверхнi стегна та великий сщничний м'яз 0-10
Середне стояння 0 градуав згинання-розги-нання Середнш сщничний м'яз, малий сщничний м'яз та м'яз-натягувач широко! фасцп 10-30
Кшцеве стояння Нейтральне вщведення-приведення Розгинання 10 градуав Клубовий м'яз 30-50
Передхитання 0 градуав згинання-розгинання Клубовий м'яз та довгий привщний м'яз 50-60
Початкове хитання 20 градуав згинання 5 градуав згинання Попереково-клубовий м'яз, прямий м'яз стегна, тонкий м'яз, кравецький м'яз 60-73
Середне хитання Вщведення вщ 20 до 30 градуав Попереково-клубовий м'яз, тонкий м'яз i кравецький м'яз 73-87
Кшцеве хитання 30 градуав згинання М'язи задньо'| поверхн стегна та великий сщничний м'яз 87-100
цiвцi (рис. 1) [19, 32, 33]. Таы тдрахунки е спрощен-ням, що грунтуеться виключно на сили у фронтальнш площинi, якi дiють на кульшовий суглоб у статичних умовах, але вони кориснi як легка для розумшня основа для демонстраци того, як незначш змiни в по-ложеннi тiла або в анатоми стегна впливають на сили, яы дiють на кульшовий суглоб. У статичних умовах для утримання положення таза паралельно до землi на таз та кульшовий суглоб дшть таы сили (рис. 1): сила гравггащ! W, що дорiвнюе рiзницi маси тiла та маси протилежно! нижньо! кiнцiвки; А, що е силою вщвщних м'язiв, пiд дiею яких утримуеться таз, i F, що е силою, прикладеною головкою стегново! кiстки до вертлюжно! западини, або силою реакци суглоба [32]. Силу реакци суглоба F можна визначити за силою вщведення. Якщо вiдома маса тiла людини, плече сили гравiтацi! d та плече сили м'язiв вщведення I, то силу вiдведення А можна вирахувати за рiвнян-ням (1) [19]:
А =
5/6W х d I
(1)
У положенш рiвноваги сума векторiв сили А, F та W дорiвнюе нулю, отож при додаваннi векторiв А та W величина сили реакци суглоба F, за шдрахун-ками, у 2,7 раза бшьша вiд маси тiла i спрямована шд кутом 69 градусiв до горизонтально! лши при стояннi на однш нозi, з паралельним до землi по-ложенням таза [19].
Хода Тренделенбурга спостериаеться, коли пащ-ент нахиляеться у фронтальнiй площиш пiд час фази стояння чи ходшня таким чином, що бшьша частина його ваги знаходиться над ногою, на яый вш сто!ть. Це часто можна спостерiгати в пащенпв iз болем у стегш i часто вважаеться показником основно! патологи куль-шового суглоба або слабыстю вiдвiдного м'яза. Хоча чиста слабысть вiдвiдних м'язiв i е нетиповою кшшч-ною знахiдкою (за вщсутносп основно! патологи куль-шового суглоба), розумiння основ бiомеханiки куль-шового суглоба допомагае пояснити, чому така техшка ходiння дае переваги при болi в стегнi. Коли вага людини перемщуеться на опорну ногу i ближче до центру обертання суглоба, плече сили гравп-аци скорочуеться, таким чином знижуючи силу, що мае генерувати м'яз вщведення, щоб протидiяти силi гравiтацi!, яка дiе на таз. Такий результат загального зниження сили/на-вантаження на кульшовий суглоб при його скороченш пропорцiйно ступеню скорочення плеча сили гравиа-ци [32]. 1ншими словами, чим прше нахил Тренделенбурга, тим нижчий рiвень навантаження на кульшовий суглоб.
Осыльки змiни в значеннi плеча сили гравгга-ци спiввiдносяться з моделлю ходи Тренделенбурга, вони можуть змшюватися шляхом застосування палищ для зменшення навантаження на кульшовий суглоб. Якщо палицю тримають у протилежнш руцi пiд час ходшня, генеруеться сила, направлена догори, що допомагае протвддяти силi гравп-аци, яка дiе на вагу
Рисунок 1. Сили, що впливають на кульшовий суглоб пщ час стояння на однй ноз!, в умовах рiвноваги. Сила гравтаци W, сила вщвщного м'яза А, сила реакци кульшового суглоба F, плече сили вщвщного м'яза i плече сили гравтаци
пашента, таким чином зменшуеться сила вщведен-ня, необхщна для утримання рiвня таза, i вщповщно зменшуеться навантаження на кульшовий суглоб [32]. Значення сили реакци палищ на земл^ необхщно! для зменшення сили реакци протилежного кульшового суглоба, пропорцшно набагато менше через те, що плече сили палищ значно довше за плече сили проти-лежних вщвщних м'язiв. Таке зменшення сили можна вирахувати, i деяы дослщники визначають його як приблизно 20 % [32]. 1ншими авторами було вста-новлено, що, максимально збтьшуючи ефект вико-ристання палищ, можна досягти до 42 % зменшення м'язово! активносп, що вщповщае зменшенню сили реакцГ! кульшового суглоба з 3,4 раза бтьше маси тта до 2,2 раза [34].
Хоча наявшсть i лшування остеоартроза кульшового суглоба не е основним завданням спортивно! травматологи, у роботах, присвячених !й, постшно згадуеться, що зменшення маси може значно скоро-тити силу реакци кульшового суглоба, таким чином потенцшно знизити симптоми пащенпв з артрозом кульшового суглоба. На рис. 1 показано, як на силу реакци кульшового суглоба впливае маса тта пащ-ента i як будь-яке зменшення маси тша може допо-могти знизити цю силу. Використання палищ може бути прикладом для демонстраци пащентам користi зменшення маси; полегшення вщ використання па-лищ еквiв^ентно зниженню маси тiла приблизно на 20 % [32].
Через те, що сила реакцй' кульшового суглоба пропорцшна сил!, що прикладена до проксимально! стегново! ыстки м'язами вгдведення (рГвняння (1)), ключовим фактором, який впливае на значення сили реакцп' суглоба, прикладено! до головки стегново! ыстки, е вгдношення плеча сили вщвщного м'яза до плеча сили гравггацп' або вгдношення l до d у рГвнянш, наведеному вище [19]. Коли це вгдношен-ня зменшуеться, сила реакцп' суглоба збшьшуеться. Значення плеча сили гравггацй' i вщвщних м'язГв ви-користовуються в реконструктивнш хГрурги' кульшового суглоба. Наприклад, надаючи серединне положення вертлюжному компоненту шд час тотального ендопротезування кульшового суглоба, плече сили гравггацп' може знизити вщвщну силу на 40 % i вгд-вгдний момент на 50 % [35]. Аналопчно шдвищення компенсацп' стегново! ыстки або розворот великого вертлюга боком шд час тотального ендопротезування кульшового суглоба шдвищуе мехашчну перевагу вщвщних м'язГв шляхом збшьшення плеча сили вщвщних м'язГв, що сшввщноситься Гз зниженням реакцй' сили стегна [36]. ОстеотомГя при варусних де-формашях справляе такий самий ефект, знижуючи силу реакцп' суглоба шляхом збшьшення плеча сили вщвщних м'язГв.
Хоча результати вивчення сил, що дшть на кульшовий суглоб у статичному положенш, корисш та досить чгты, дГя руху та рГзних ввддв навантаження, нашмовГршше, е бшьш шкавою та доречною для ль кування спортсмешв. Сили, що дшть на кульшовий суглоб, можна розраховувати для бпу та ходшня, але таы розрахунки потребують врахування ынетичних та ынематичних даних вае! нижньо! ыншвки, е досить складними i не е метою ше! роботи. Бршманн та im [32] наводять шдсумок власно! роботи [37], а також роботи Новачека [38], Вштера [39], Пола [40, 41] i Моррюона [42] щодо таких розрахуныв. Щ до-слщники показали, що шд час повгльного ходшня навантаження на кульшовий суглоб досягае близько
3-кратно! маси тша людини вгдразу шсля контакту п'яти Гз землею, i це навантаження збшьшуеться до
4-кратно! маси тша в момент перед вщривом пальшв шг в!д землГ [28]. При збшьшенш швидкост ходшня шкове значення навантаження на кульшовий суглоб збшьшуеться приблизно до 4 мас тша людини, а навантаження в момент перед вщривом пальшв ноги збшьшуеться не так значно.
Шд час бпу сили, що дорГвнюють вгд 7 до 8 мас тша, проходять через кульшовий суглоб тд час контакту п'яти Гз землею i трохи бгльше — п!д час вгдриву пальшв шг вгд землГ [28]. Необидно зазначити, що m розрахунки описують рух по прямш, не враховуючи види дь яльносп, яы виконують шшГ спортсмени, наприклад, у баскетболГ, тешш, футбол!, яы вимагають виконання рГзко! змши напрямку руху.
Ускладнеш рухи, так як пщрГзання та обертання, характерш для деяких видГв спорту, роблять проблема-тичним розрахунок сили, але ван дер Богерт та ствав-тори застосували математичну модель, щоб приблизно
розрахувати сили, прикладеш до кульшового суглоба п!д час спуску на лижах. Вони виявили, що модуль навантаження на кульшовий суглоб становить вгд 8,3 до 12,4 маси тша людини, а за приблизними розрахунка-ми навантажень п!д час шших видГв лижного спорту m показники меншГ (вгд 4,1 до 7,8 маси тша людини) [43]. Як i очкувалося, бГг на лижах створюе набагато менше навантаження на кульшовий суглоб, а саме вгд 4,0 до 4,6 маси тша людини [43].
Макштт-Грей зГ сшвавторами, провГвши замГри сили реакцп' опори шд час приземлення з 3 рГзних висот, виявили, що сили реакцп' опори шд час приземлення е нижчими в тренованих пмнаспв по-рГвняно зГ спортсменами-аматорами. Вони також виявили, що треноваш пмнасти досягали найви-щого показника сили реакцп' опори в середньому на 6,3 мс швидше, при цьому аматори пристосову-валися до приземлення з бшьшо! висоти за рахунок збшьшення кута згинання кульшового суглоба i за-гально! тривалост фази приземлення, а професшш спортсмени показували бшьший момент розгинання гомшково-ступневого суглоба та кульшового суглоба шд час приземлення [44].
Вимiрювaння in vivo
Прям! замГри сил, що дшть на кульшовий суглоб спортсмешв, потребують встановлення вимГрюва-ча сили х^рурпчним шляхом, що е неможливим. Але Бергман та сшвавтори зробили спробу описати сили, що дшть на ендопротез кульшового суглоба, провГвши замГри тд час рГзних видГв дГяльносп тсля тотального ендопротезування кульшового суглоба [37]. Цш грут дослщниыв вдалося встановити датчики тиску в компонента ендопротеза кульшового суглоба. Результати цих вимГрювань подтвердили in vitro розрахунки. Як очГкувалося, сила, що дГе на кульшовий суглоб, п!д час прискорення ходьби становить: до 300 % ваги людини п!д час повгльного ходшня, 350—400 % п!д час швидко-го ходшня, до 500 % п!д час легкого бпу i максимально — 800 % — п!д час спотикання. Щкаво вщзначити, що значення сили, що дГе на кульшовий суглоб п!д час стояння на двох ногах, становить в!д 80 до 100 % ваги людини. Той факт, що m сили не становлять менше половини цього значення, пов'язують Гз безперерв-ним напруженням м'язГв, що дГе на кульшовий суглоб п!д час такого типу стояння [32]. Перевага такого типу вимГрювання — це те, що враховуються вш сили, яы дшть на кульшовий суглоб, на вщмшу в!д in vitro розрахуныв, коли дГя м'язГв або зовсГм не враховуеться, або враховуеться лише мМмально, а також не враховуеться пружний натяг м'язГв, сухожилыв та суглобово! капсули [32].
Тиск на cyrAo6oBi noBepxHi
Через те, що змша мюця тиску на суглобовий хрящ кульшового суглоба вважаеться фактором, що впливае на розвиток остеоартрозу кульшового суглоба, корис-но розглянути анатомГчнГ елементи i сили, яы визна-чають ш потенцГйнГ змГни. Основний тиск на суглоб
можна розрахувати як вщношення сили реакцй' суглоба до площi поверхнi головки стегново! ыстки, на яку дie така сила:
P
F/A,
(2)
де А — «проектна площа» суглоба. Хоча при цьому не враховуеться нерiвна поверхня головки стегново! ыстки i формула е занадто спрощеною, однак, якщо маса тiла становить 60 кг, а дiаметр головки стегново! ыстки — 5 см, то, використовуючи шформащю зi схем да-ючих сил, що наведенi вище, при силi реакцй суглоба 1500 N середне значення тиску на кульшовий суглоб становить, зпдно з розрахунками, 5 ^см2 [32].
Проте реальна робоча поверхня кульшового суглоба не е идеально сферичною, i реальний розподiл тиску по суглобовому хрящу нерiвномiрний. Це пов'язане з тим, що кульшова западина мае бiчний отвiр i не е цiльною пiвкулею. Коли ми маемо цтьну пiвкулю, максималь-ний тиск на суглоб прикладений до точки, що лежить на вектор^ який паралельний до вектора сили реакцй стегна. В!д ще! точки тиск зменшуеться в напрямку перифери пiвкулi i досягае нульового значення на губi пiвкульно! западини, якщо в системi немае тертя (що е слушним припущенням, враховуючи, що коефщент тертя кульшового хряща дуже незначний). У такiй си-туаци, коли немае повного покриття кулi та западини суглоба, за умов рiвноваги спостерiгаеться бiльший тиск на хрящ бтя непокрито! дтянки губи, а на бiльш обмеженому бощ значення тиску наближенi до нуля [32]. Гршвальд та Бршкманн у подальшому описки розподiл тиску як косинусоподiбний i змогли розрахувати значення розподту тиску в твкулях при рiзних ступенях покриття [45, 46]. Наприклад, у разi кулi з по-криттям у 130 градушв точка максимального тиску спо-стерiгаеться збоку за умов рiвноваги, а при зменшеннi значення покриття до 110 градушв (симулящя диспла-зи кульшового суглоба) максимальний тиск спостерь гаеться на латеральнш частинi губи, де це значення е бтьшим, нiж при покрит у 130 градусiв [32, 45]. У кль нiчному вiдношеннi щ розрахунки добре вiдповiдають спостереженим випадкам посилення зносу хряща в пащентав iз дисплазiею суглоба, коли спостериаються надмiрне навантаження на край западини i передчасна поява артрозу. Були зроблен прямi замiри тиску на суглоб у суглобових поверхнях, але виникли певнi труд-нощг Рушфельт та спiвавтори вимiрювали суглобовий тиск за допомогою ультразвукового зонда на поверхн iмпланта-хряща пiсля проведення гемiартропластики на зразках кульшового суглоба. Через невелик роз-бiжностi мiж дiаметром протеза та западини вияви-лось неможливим зробити загальн висновки щодо замiрiв тиску природного суглоба людини [47]. Браун i Шоу використовували датчики тиску, встановленi на головку стегново! ыстки трупа для вимiрювання контактного суглобного тиску, але виявили, що максимальний тиск розподтений випадково [48]. Бршкман описав деылька недолiкiв в !х експериментах, а саме головка стегново! ыстки перебувала пiд навантажен-ням у напрямку вектора навантаження i не рухаеться
вiльно; спостерiгалась невщповщшсть мiж жорсткiстю матерiалу датчика та суглобового хряща, а також суб-хондрально! кiстки, що могло вплинути на результати замiрiв при навантаженш на систему [32].
Висновки
Базовий опис бюмехашки стегна не задовольняе ви-могам спортивно! травматолог!! i потребуе врахування комплексно! взаемодй' ыстково! структури, м'язiв, капсу-ли та зв'язок цього суглоба. Для виявлення та лiкування в спортсменiв аномалш кульшового суглоба, що спостерь гаються в м'яких тканинах стегна, необидно враховувати кiстковi аномал!!, бо останшм часом все бтьше дослщни-ыв визнають !х впливовим фактором у встановленш диагнозу та лкуванш хвороб кульшового суглоба.
Конфлiкт штересш. Автори заявляють про вщсут-нють конфлшту iнтересiв при шдготовщ дано! статтг
Список лiтератури
1. Rao J., Zhou X.Y., Villar R.N. Injury to the ligamentum teres: mechanism, findings, and results of treatment // Clin. Sports Med. - 2001. - 20. - P. 791-799.
2. Watanabe R..S. Embryology of the human hip // Clin. Orthop. - 1974. - 98. - P. 8.
3. Ponseti I.V. Growth and development of the acetabulum in the normal child // Bone Joint Surg. Am. — 1978. — 60. — Р. 575-585.
4. Weinstein S.L. Developmental hip dysplasia and dislocation // Morrissy R.T., Weinstein S.L., eds. Lovell & Winters' Pediatric Orthopaedics. — 6h ed. — Philadelphia: Lippincott Williams & Wilkins, 2006. - P. 987-1033.
5. Clohisy J.C., Carlisle J.C., Beaule P.E. et al. A systematic approach to the plain radiographic evaluation of the young adult hip// JBJS Am. - 2008. - 90. - P. 47-66.
6. Ganz R, Parvizi J., Beck M. et al. Femoroacetabular impingement. A cause for osteoarthritis of the hip // Clin. Or-thoped. - 2003. - 417. - P. 112-120.
7. Ferguson S.J., Bryant J.T., Ganz R. et al. The influence of the acetabular labrum on hip joint cartilage consolidation: a poroelastic finite element model // J. Biomech. — 2000. — 33. - P. 953-960.
8. TakechiH., Nagashima H, Ito S. Intra-articular pressure of the hip joint outside and inside the limbus // Nippon Seikei-geka Gakkai Zasshi. — 1982. — 56. — Р. 529-536.
9. Johnson J.D., Noble P.C., Hurwitz D.E. et al. Biomechanics of the hip // Callaghan J., Rosenberg A., Rubash H, eds. The Adult Hip. — 2nd ed. — Philadelphia: Lippincott Williams & Wilkins, 2007. - P. 81-90.
10. Kapandji I.A. The Physiology of the Joints, v. 2. — Edinburgh: Churchill Livingstone, 1970.
11. Robbins C.E. Anatomy and biomechanics // Fager-son T.L., ed. The Hip Handbook. — Boston, MA: ButterworthHeinemann, 1998. - P. 1-37.
12. Hamill J., Knutzen K. Biomechanical Basis of Human Movement. — 3rd ed. — Baltimore: Lippincott Williams & Wilkins, 2009. - P. 187-254.
13. Radin E.L. Biomechanics of the human hip // Clin. Orthop. - 1980. - 152. - P. 28-34.
14. Sim F.H., Rock M.G., Scott S.G. Pelvis and hip injuries in athletes: Anatomy and function // Nicholas J.A., Hershman E.B., eds. The Lower Extremity & Spine in Sports Med. - 2nd ed. - St Louis, MO: Mosby, 1995. - P. 10251065.
15. Trueta J., Harrison M.H.M. The normal vascular anatomy of the femoral head in adult man // J. Bone Joint Surg. Br. - 1953. - 35. - P. 442-461.
16. Hansen A. Anatomy and surgical approaches // Morrey B., ed. Reconstructive Surgery of the Joints. — 2nd ed. — New York: Churchill Livingsone, 1996. — P. 889-890.
17. Seldes R.M., Tan V., Hunt J. et al. Anatomy, histologic features, and vascularity of the adult acetabular labrum // Clin. Orthop. - 2001. - 382. - P. 232-240.
18. Dewberry M.J., Bohannon R.W., Tiberio D. et al. Pelvic and femoral contributions to bilateral hip flexion by subjects suspended from a bar// Clin. Biomech. — 2003. — 18. — p. 494-499.
19. Nordin M, Frankel V.H. Basic Biomechanics of the Musculoskeletal System. — 3rd ed. — Baltimore: Lippincott Williams & Wilkins, 2001. - P. 203-221.
20. Murry R.., Bohannon R.., Tiberio D. et al. Pelvifemoral rhythm during unilateral hip flexion in standing // Clin. Biomech. - 2002. - 17. - P. 147-151.
21. Johnston R.C., Smidt G.L. Hip motion measurements for selected activities of daily living // Clin. Orthop. — 1970. — 72. - P. 205.
22. Johnston R.C., Smidt G.L. Measurement of hip-joint motion during walking. Evaluation of an electogoniometric method // J. Bone Joint Surg. - 1969. - 51A. - P. 1083.
23. Craib M.W., Mitchell V.A., Fields K.B. et al. The association between flexibility and running economy and sub-elite male distance runners // Med. Sei. Sports Exerc. — 1996. — 28. - P. 737-743.
24. Gleim G.W., Stachenfeld N.S., Nicholas J.A. The influence of flexibility on the economy of walking and jogging // J. Orthop. Res. - 1990. - 8. - P. 814-823.
25. Tyler T., Zook L., Brittis D. et al. A new pelvic tilt detection device: roentgenographic validation and application to assessment of hip motion in professional ice hockey players // J. Orthop. Sports Phys. Ther. — 1996. — 24. — P. 303-308.
26. Offierski C.M., Macnab M.B. Hip-spine syndrome // Spine. - 1983. - 8. - P. 316-321.
27. Ingber R..S. Iliopsoas myofascial dysfunction: a treatable cause of "failed" low back syndrome //Arch. Phys. Med. Reha-bil. - 1989. - 70. - P. 382-386.
28. Kabada M.P., Ramakaishnan H.K., Wooten M.E. et al. Repeatablilty of kinematic, kinetic and electomygraphic data in normal adult gait // J. Orthop. Res. — 1989. — 7. — P. 849-860.
29. Murray M.P., Kory R.C., Clarkson B.H. Walking patterns in healthy old men // J. Gerontol. — 1969. — 24. — P. 169-178.
30. Hughes P.E., Hsu J.C., Matava M.J. Hip anatomy and biomechanics in the athlete // Sports Med. Arthrose Rev. -2002. - 10. - P. 103-114.
31. Mann R.A. Biomechanics of running //Mack R.P., ed. American Academy of Orthopedic Surgeons Symposium on the Foot and Leg in Running Sports. — St Louis, MO: Mosby, 1982. — P. 1-29.
32. Brinckmann P., Frobin W, Leivseth G. Musculoskeletal Biomechanics. — New York: Thieme New York, 2002. — P. 69-84.
33. Pauwels F. Biomechanics of the Locomotor Apparatus: Contributions on the Functional Anatomy of the Locomotor Apparatus. — Bewrlin: Springer-Verlag, 1980.
34. Neumann D.A. Hip abductor muscle activity as subjects with hip prostheses walk with different methods of using a cane // Phys. Tlier. — 1998. — 78. — P. 490-501.
35. Delp S.L., Maloney W. Effects of hip center location on the moment-generating capacity of the muscles // J. Biomeeh. — 1993. — 26. — P. 485-199.
36. Free S.A., Delp S.L. Trochanteric transfer in total hip replacement: effects on the moment arms and force-generating capacities of the hip abductors // J. Orthop. Res. — 1996. — 14. — P. 245-250.
37. Bergmann G., Deuretzbacher G., Heller M. et al. Hip contact forces and gait patterns from routine activités // J. Bio-mecli. — 2001. — 34. — P. 859-871.
38. Novacheck T.F. The biomechanics of running // Gait. Posture. — 1998. — 7. — P. 77-95.
40. Winter D.A. Biomechanics and Motor Control of Human Movement. — 2nd ed. — New York: Wiley, 1990.
41. Paul J.P. Forces transmitted by joints in the human body// Proc. Inst. Mech. Eng. — 1967. — 181. — P. 8-15.
42. Paul J.P. Forces transmitted by joints in the human body // Proc. R. Soc. Land. B. — 1976. — 192. — P. 163172.
43. Morrison J.B. Bioengineering analysis of force actions transmitted by the knee joint // Biomed. Engng. — 1968. — 3. — P. 164-170.
44. Van den Bogert A.J., Read L., Nigg B.M. An analysis of hip joint loading during walking, running and skiing // Med. Sci. Sports Exerc. — 1999. — 31. — P. 131142.
45. McNitt-Gray J.I. Kinetics of the lower extremities during drop landings from three heights // J. Biomeeh. — 1993. — 26. — P. 1037-1046.
46. Brinckmann P., Frobin W., Hierholzer E. Stress on the articular surface of the hip joint in healthy adults and persons with idiopathic osteoarthrosis of the hip joint // J. Biomeeh. — 1981. — 14. — P. 159-156.
47. Greenwald A.S., O'Connor J.J. The transmission of load through the human hip joint // J. Biomeeh. — 1971. — 4. — P. 507-528.
48. Rushfeldt P.D., Mann R.W., Harris W.H. Improved techniques for measuring in vitro the geometry and pressure distribution in the human acetabulum. Parts I and II // J. Biomeeh. — 1981. — 14. — P. 253-260, 315-323.
49. Brown T.D., Shaw D.T. In vitro contract stress distributions in the natural human hip// J. Biomeeh. — 1983. — 16. — P. 373-384.
OmpuMaHO 23.11.2018 ■
Зазирный И.М., Рыжков Б.С.
Центр ортопедии, травматологии и спортивной медицины клинической больницы «феофания» ГУД, г. Киев, Украина
Взгляд спортивного травматолога на биомеханику тазобедренного сустава
Резюме. Как основное связующее звено между туловищем и нижней конечностью тазобедренный сустав играет важную роль в генерации и передаче моментов силы во время выполнения ежедневных рутинных действий и спортивных упражнений. Для этого сустава характерна высокая степень природной костной устойчивости, а особенности его костной структуры значительно влияют на его биомеханические свойства. Данные биомеханические принципы играют большую роль при
установлении диагноза и показаний к оперативному лечению структурных аномалий тазобедренного сустава, а также для понимания физических нагрузок на тазобедренный сустав во время спортивных тренировок, которые могут привести к травмам или развитию хронических патологических процессов. Ключевые слова: биомеханика тазобедренного сустава; анатомия тазобедренного сустава; патомеханика; силы тазобедренного сустава; механика тазобедренного сустава
I.M. Zazirnyi, B.S. Ryzhkov
Center of Orthopedics, Traumatology and Sport Medicine of Clinical Hospital"Feofaniya" of the Agency of State Affairs, Kyiv, Ukraine
View of the sport traumatologist
Abstract. As the primary link between the trunk and the lower limb, the hip joint plays an important role in the generation and transmission of forces during routine activities of daily living and exercises. This joint is characterized by an extraordinary amount of inherent bony stability, with differences in osseous anatomy significantly impacting the biomechanical properties of the human hip. These biomechanical principles
on the biomechanics of the hip
have important implications relative to the diagnosis and the surgical treatment of structural hip abnormalities, and the physical demands placed on the hip joint during athletic activities may predispose to the to injury or other chronic pathologic processes.
Keywords: hip biomechanics; hip anatomy; pathomechanics; hip forces; hip mechanics
