Моделирование начала одноопорного периода шага

  

Моделирование начала одноопорного периода шага.

Моделирование начала одноопорного периода шага при сгибании 10º.

Для уточнения взаимодействия связок тазобедренного сустава, articulatio coxae, средней ягодичной мышцы, musculus gluteus medius, и комплекса коротких мышц, вращающих бедро наружу при ходьбе, нами поставлена серия экспериментов на электромеханической модели тазобедренного сустава человека с нагруженной объемной тазовой частью. Конструкция модели содержала аналог комплекса коротких мышц, вращающих бедро наружу, аналог средней ягодичной мышцы и аналоги связок тазобедренного сустава: аналог вертикальной части подвздошно-бедренной связки, аналог горизонтальной части подвздошно-бедренной связки, аналог седалищно-бедренной связки, аналог лобково-бедренной связки и аналог связки головки бедренной кости. С целью моделирования действия веса тела к крайнему отверстию грузового кронштейна объемной тазовой части прикреплялась нагрузка массой 1 кг.

Основную опорную конечность имитировала бедренная часть модели. В качестве контралатеральной опорной нижней конечности в отдельных случаях использован подъемник, снабженный колесами. Верхняя часть его вертикального стержня упиралась снизу в опорный кронштейн объемной тазовой части модели, что препятствовало ее отклонению во фронтальной и сагиттальной плоскости. Соответственно, при воспроизведении двухопорной позиции объемная тазовая часть модели опиралась на бедренную часть модели и подъемник. При моделировании опоры на одну ногу объемная тазовая часть покоилась лишь на бедренной части модели.

В настоящей серии опытов нами воспроизводились положения таза, pelvis, и бедра, os femur, в одиночном шаге при ходьбе в норме. Исходные параметры взаимоотношения сегментов тела зарегистрированы оборудованием компании Qualisys, проанализированы программным обеспечением C-Motion и были доступны для беспрепятственного изучения по адресу: http://www2.c-motion.com/free.

В качестве маркеров положения таза, pelvis, в горизонтальной и фронтальной плоскости нами использовались изображения виртуальных моделей головок бедренных костей, caput femoris. В соответствие с многоплоскостным поворотом таза, pelvis, изменялось положение линии, соединяющей центры головок бедренных костей, caput femoris, опорной и переносной ноги. С нашей точки зрения, это позволяет точнее воспроизвести положение таза, pelvis, в горизонтальной и фронтальной плоскости, чем по маркерам, закрепленным на коже или костюме. При стандартном закреплении маркеры на костюме неизбежно смещаются относительно кожи. Она, в свою очередь, подвижна относительно подлежащей кости ввиду наличия рыхлой подкожно-жировой клетчатки. Погрешность определения положения костных образований, особенно таза, pelvis, наряду с массивом жировой и мышечной ткани, увеличивают неточность размещения маркеров.

На данном этапе мы смоделировали начало одноопорного периода шага, а именно период, следующий непосредственно после заднего толчка. Подъемник, ранее использовавшийся для стабилизации объемной тазовой части, удалялся. Положение тазовой части модели фиксировалось посредством укорочения элементов крепления аналога средней ягодичной мышцы и аналога комплекса коротких мышц, вращающих бедро наружу, а также спонтанным натяжением аналогов связок.

Длина аналогов мышц отрегулирована так, что изображения крыльев подвздошных костей, ala ossis ilii, тазового элемента модели находились на различных уровнях. Со стороны шарнира модели высота расположения изображения крыла правой подвздошной кости, ala ossis ilii, тазового элемента модели была несколько выше, чем с противоположенной стороны. При этом объемная тазовая часть модели отклонялась вниз в медиальную сторону (Рис. 1).

Рис. 1. Моделирование начала одноопорного периода шага, а именно момента, следующего за задним толчком, на электромеханической модели тазобедренного сустава человека с нагруженной объемной тазовой частью, с аналогами связок и мышц при сгибании 10°; вверху – вид спереди, внизу – вид сзади.

Для начала одноопорного периода шага, момента, непосредственно следующего за задним толчком, характерно сгибание в тазобедренном суставе, articulatio coxae. В данном случае длинная ось бедренной кости, os femur, наклонена в сагиттальной плоскости назад. С целью воспроизведения этого положения бедренная часть модели отклонялась назад в сагиттальной плоскости в карданном шарнире на угол 10°. Поворот вперед вокруг вертикальной оси не осуществлялся.

В горизонтальной плоскости объемная тазовая часть модели установлена с поворотом назад на угол и при воспроизведении завершения двухопорного периода шага (Рис. 2).

Рис. 2. Моделирование начала одноопорного периода шага, а именно момента, следующего за задним толчком, на электромеханической модели тазобедренного сустава человека с нагруженной объемной тазовой частью, с аналогами связок и мышц при сгибании 10°; вверху – вид сверху, внизу – вид с латеральной стороны.

Величина отклонения объемной тазовой части модели назад в сагиттальной плоскости уменьшилась в сравнении с положением объемной тазовой части при моделировании заднего толчка двухопорного периода шага. В означенном положении длинная ось вертлужного элемента объемной тазовой части модели была отклонена назад, вверх и в медиальную сторону.

Угол сгибания в шарнире стал меньше, чем при моделировании заднего толчка двухопорного периода шага. Кроме этого, в шарнире началось приведение при сохранении супинации. Динамометры аналога комплекса коротких мышц, вращающих бедро наружу, и аналога средней ягодичной мышцы зарегистрировали появление усилий, которые требовались для удержания объемной тазовой части модели в положении покоя. При этом усилие, что регистрировал динамометр аналога средней ягодичной мышцы, равнялось эквиваленту силы, которую регистрировал динамометр аналога комплекса коротких мышц, вращающих бедро наружу. Это свидетельствовало, что для удержания объемной тазовой части модели в описанном положении требовалась приблизительно одинаковая сила, действующая во фронтальной и горизонтальной плоскости (Рис. 3).

a

b

c

d
Рис. 3. Аналоги связок и динамометры электромеханической модели тазобедренного сустава человека с нагруженной объемной тазовой частью (моделирование начала одноопорного периода шага, а именно момента, следующего за задним толчком при сгибании 10°); a – вид спереди, b – вид сзади, c – вид с латеральной стороны, d – вид сверху; условные обозначения: liv - вертикальная часть аналога подвздошно-бедренной связки, ligamentum iliofemorale, lih – горизонтальная часть аналога подвздошно-бедренной связки, ligamentum iliofemorale, li – аналог седалищно-бедренной связки, ligamentum ischiofemorale, lp – аналог лобково-бедренной связки, ligamentum pubofemorale, lcf – проксимальная часть аналога связки головки бедренной кости, ligamentum capitis femoris.

После стабилизации объемной тазовой части модели проанализировано соотношение в шарнире, ориентация аналогов связок и степень их натяжения. Замечено отсутствие натяжения аналога седалищно-бедренной связки и обеих частей аналога подвздошно-бедренной связки. Это проявлялось в их плавном изгибе без прижатия к элементам бедренной части модели. Натяжение аналога лобково-бедренной связки сохранялось. Визуально уточнить наличие или отсутствие натяжения аналога связки головки бедренной кости не представлялось возможным ввиду его расположения внутри шарнира модели. При попытке извлечения вертлужного элемента он ограниченно смещался в медиальном направлении. Это указывало на отсутствие значимого натяжения аналога связки головки бедренной кости. Разобщения сферической головки шарнира и ответной сферической поверхности вертлужного элемента модели не наблюдалось. Поверхности пары трения шарнира плотно смыкались между собой.

По причине расположения общего центра масс системы выше, медиальнее и позади от центра вращения шарнира объемная тазовая часть модели имела тенденцию к отклонению назад в сагиттальной плоскости, а также вниз в медиальную сторону во фронтальной плоскости. Стабилизация объемной тазовой части модели обеспечивалась аналогами мышц и натяжением аналога лобково-бедренной связки. Для поддержания модели в положении покоя не требовалось дополнительного внешнего усилия.

 

Моделирование начала одноопорного периода шага при сгибании 5º.

Далее на электромеханической модели тазобедренного сустава человека с объемной тазовой частью, с аналогами связок и аналогами мышц продолжено воспроизведение начала одноопорного периода шага. Тазовая часть модели фиксировалась укорочением элементов крепления аналога средней ягодичной мышцы и аналога комплекса коротких мышц, вращающих бедро наружу, а также спонтанным натяжением аналогов связок.

Длина аналогов мышц отрегулирована так, что изображения крыльев подвздошных костей, ala ossis ilii, тазового элемента модели находились на различных уровнях. Со стороны шарнира модели высота расположения изображения крыла правой подвздошной кости, ala ossis ilii, тазового элемента модели была выше, чем с противоположенной стороны. При этом объемная тазовая часть модели еще больше имела наклон вниз в медиальную сторону (Рис. 4).

Рис. 4. Моделирование начала одноопорного периода шага, а именно момента, следующего за задним толчком, на электромеханической модели тазобедренного сустава человека с нагруженной объемной тазовой частью с аналогами связок и мышц при сгибании 5°; вверху – вид спереди, внизу – вид сзади.

Для продолжения начала одноопорного периода шага характерно уменьшение величины сгибания в тазобедренном суставе, articulatio coxae. В данной позиции длинная ось бедренной кости, os femur, наклонена в сагиттальной плоскости назад. С целью воспроизведения этого положения бедренная часть модели отклонялась назад в сагиттальной плоскости в карданном шарнире на 5° без поворота вперед вокруг вертикальной оси. В горизонтальной плоскости объемная тазовая часть модели повернулась вперед, а в сагиттальной плоскости отклонение назад уменьшилось (Рис. 5).

Рис. 5. Моделирование начала одноопорного периода шага, а именно момента, следующего за задним толчком, на электромеханической модели тазобедренного сустава человека с нагруженной объемной тазовой частью с аналогами связок и мышц при сгибании 5°; вверху – вид сверху, внизу – вид с латеральной стороны.

Длинная ось вертлужного элемента объемной тазовой части модели была обращена назад, вверх и в медиальную сторону. В шарнире модели присутствовало сгибание, приведение и супинация. Причем величина угла сгибания уменьшилась, приведение увеличилось, супинация уменьшилась. Динамометр аналога средней ягодичной мышцы регистрировал увеличение усилия, которое требовалось для удержания объемной тазовой части модели в положении покоя. Одновременно уменьшилось усилие, которое регистрировал динамометр аналога комплекса коротких мышц, вращающих бедро наружу. Это свидетельствовало о том, что для удержания объемной тазовой части модели в описанной позиции требовалось большее усилие во фронтальной плоскости, чем в горизонтальной плоскости.

После стабилизации объемной тазовой части модели проанализировано соотношение в шарнире, ориентация аналогов связок и степень их натяжения. Наблюдалось отсутствие натяжения аналога седалищно-бедренной связки и обеих частей аналога подвздошно-бедренной связки. Это отмечалось по их плавному изгибу без прижатия к элементам бедренной части модели. Натяжение аналога лобково-бедренной связки сохранялось (Рис. 6).

a

b

c

d
Рис. 6. Аналоги связок и динамометры электромеханической модели тазобедренного сустава человека с нагруженной объемной тазовой частью (моделирование начала одноопорного периода шага, а именно момента, следующего за задним толчком при сгибании 5°); a – вид спереди, b – вид сзади, c – вид с латеральной стороны, d – вид сверху; условные обозначения: liv - вертикальная часть аналога подвздошно-бедренной связки, ligamentum iliofemorale, lih – горизонтальная часть аналога подвздошно-бедренной связки, ligamentum iliofemorale, li – аналог седалищно-бедренной связки, ligamentum ischiofemorale, lp – аналог лобково-бедренной связки, ligamentum pubofemorale, lcf – проксимальная часть аналога связки головки бедренной кости, ligamentum capitis femoris.

Визуально уточнить наличие или отсутствие натяжения аналога связки головки бедренной кости не представлялось возможным ввиду его расположения внутри шарнира модели. При попытке извлечения вертлужного элемента он ограниченно смещался в медиальном направлении. Это указывало на отсутствие натяжения аналога связки головки бедренной кости. Разобщения сферической головки шарнира и ответной сферической поверхности вертлужного элемента модели не наблюдалось. Поверхности пары трения шарнира плотно смыкались между собой.

По причине расположения общего центра масс системы выше, медиальнее и позади от центра вращения шарнира объемная тазовая часть модели имела тенденцию к отклонению назад в сагиттальной плоскости, а также вниз в медиальную сторону во фронтальной плоскости. Стабилизация объемной тазовой части модели обеспечивалась аналогами мышц и натяжением аналога лобково-бедренной связки. Причем большая нагрузка приходилась на аналог средней ягодичной мышцы. Для поддержания модели в положении покоя не требовалось дополнительного внешнего усилия.

Смотри также:

Бедренная часть комбинированной модели тазобедренного сустава 

Элементы электромеханической модели тазобедренного сустава человека

Электромеханическая модель без аналогов связок

Упрощение электромеханической модели тазобедренного сустава

Моделирование движений аналога LCF 

Упрощенная модель вертлужной впадины 

Модель как аналог рычага третьего рода 

Моделирование функции LCF 

Моделирование действия веса тела 

Имитация взаимодействия средней ягодичной мышцы и LCF 

Анализ взаимодействия средней ягодичной мышцы и LCF

Моделирование движений в горизонтальной плоскости 

Моделирование супинации 

Моделирование эффекта авторотации  

Обсуждение эффекта авторотации 

Моделирование перемещения общего центра масс тела 

Моделирование взаимодействия наружных связок и LCF 

Моделирование эффекта автостабилизации

Моделирование взаимодействия веса тела и отводящей группы мышц 

Эффект авторотации с аналогом отводящей группы мышц 

Измерение силы, вызывающей авторотацию 

Воспроизведение спонтанной авторотации

Воспроизведение управляемой авторотации  

Обсуждение регулируемого эффекта авторотации  

Моделирование взаимодействия аналогов связок и мышц 

Имитация перемещения общего центра масс тела при наличии аналогов связок и мышц 

Моделирование напряженной одноопорной позы с участием средней ягодичной мышцы 

Моделирование напряженной одноопорной ортостатической позы с участием средней ягодичной мышцы и коротких ротаторов бедра 

Моделирование напряженной одноопорной ортостатической позы с участием коротких ротаторов бедра 

Моделирование ненапряженной одноопорной ортостатической позы 

Моделирование симметричной двухоопорной ортостатической позы  

Моделирование асимметричной двухоопорной ортостатической позы 

Моделирование начала первого двухопорного периода шага 

Моделирование завершения первого двухопорного периода шага

                                                                     

Критика

Главным недочетом описанных ранее конструкций, по нашему мнению, являлась недостаточная упругость аналогов связок. В описанной конструкции мы использовали гибкий элемент - аналог LCF, выполненный из металла и усовершенствовали способ его крепления. В норме LCF присоединяется к вертлужной впадине в нескольких точках, что нам воспроизвести не удалось. Кроме этого, основой бедренной части модели явился субтотальный эндопротез тазобедренного сустава. Мы согласны с тем, что данное медицинское изделие лишь отчасти воспроизводит проксимальный отдел нативной бедренной кости. 

Примечания

Экспериментальные исследования на обсуждаемой модели начались в 2009 году. Полная сборка конструкции описана в заявка на изобретение RU2009124926A. Впервые полную версию представленного выше экспериментального материала мы опубликовали в шестнадцатой главе третьего тома монографии с юмором названой «Биомеханика пингвинов» (2018) [academia.edu]. Данная работа написана для личного использования и узкого круга лиц. В книге собраны, систематизированы и проанализированы результаты 25-ти лет изучения ligamentum capitis femoris и смежных тем. 

Расшифровку цитированных источников смотри в Списке литературы.

Первоисточник

Архипов СВ. Биомеханика пингвинов: заметки к вопросу о причинах ковыляющей походки и перспективах ее ремоделирования во имя обретения грациозности, сочиненные врачом, к.м.н. Сергеем Васильевичем Архиповым, в бытность им с 1992-го по 2017-й год хирургом и травматологом-ортопедом, по вдохновению в 1991-ом году его сестрою Еленой Васильевной, со светлой любовью к ней и благодарностью! Манускрипт в 5 томах. Т. 3. Главы 12-16. Напечатано Автором во граде Королев при попечении его супруги Людмилы Николаевны, ММXVIII A.D. [2018], bonum factum! [на благо и счастье], 518 с. [academia.edu]

Ключевые слова

ligamentum capitis femoris, ligamentum teres, связка головки бедра, функция, ходьба, эксперимент, электромеханическая модель, средняя ягодичная мышца, короткие ротаторы

 СОДЕРЖАНИЕ РЕСУРСА

Эксперименты и наблюдения

1991-2021АрхиповСВ