Моделирование завершения
одноопорного периода шага.
Моделирование завершения
одноопорного периода шага с разгибанием
бедра 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 завершение одноопорного периода
шага на электромеханической модели тазобедренного сустава человека. Особенностями
означенного момента является: продолжение разгибания в тазобедренном суставе, articulatio coxae, и дальнейший поворот таза, pelvis, вперед вокруг
вертикальной оси. Карданное соединение бедренной части модели с основанием
деблокировано и произведен поворот бедренной части модели вперед в
горизонтальной плоскости на 10°. Затем бедренная часть модели установлена с
наклонена вперед в сагиттальной плоскости на 10°. Сохранено отклонение наружу 10°
во фронтальной плоскости, после чего карданное соединение бедренной части модели
с основанием зафиксировано вновь.
Произведено
максимальное увеличение длины аналога средней ягодичной мышцы и аналога
комплекса мышц коротких ротаторов бедра. Указанное и изменение положения
бедренной части модели вызвало наклон объемной тазовой части модели вниз в медиальную
сторону во фронтальной плоскости. При этом объемная тазовая часть модели оказалась
стабилизированной только аналогами связок без участия аналогов мышц (Рис. 1).
 |
| Рис. 1. Моделирование завершения одноопорного периода шага при разгибании бедра 10º на электромеханической модели тазобедренного сустава человека с нагруженной объемной тазовой частью с аналогами связок и мышц; вверху – вид спереди, внизу – вид сзади. |
Изображения
крыльев подвздошных костей, ala ossis ilii, на тазовом элементе модели находились на
разных уровнях. Со стороны шарнира модели высота изображения крыла подвздошной
кости была выше, чем на противоположенном краю. Означенное воспроизводило
максимальное увеличение наклона таза, pelvis, а именно неопорной
стороны вниз в медиальную сторону.
В горизонтальной плоскости объемная тазовая часть модели имела поворот вперед и наружу, а в сагиттальной плоскости была наклонена вперед (Рис. 2).
 |
| Рис. 2. Моделирование завершения одноопорного периода шага при разгибании бедра 10º на электромеханической модели тазобедренного сустава человека с нагруженной объемной тазовой частью с аналогами связок и мышц; вверху – вид сверху, внизу – вид с латеральной стороны. |
Перемещение
объемной тазовой части вперед и латерально в горизонтальной и сагиттальной
плоскости происходили по причине наклона бедренной части модели и действия веса
нагрузки. При этом длинная ось вертлужного элемента объемной
тазовой части модели был отклонение вверх, вперед и в медиальную сторону. В шарнире модели наблюдалось
разгибание, пронация и приведение. Динамометры аналога комплекса коротких мышц, вращающих бедро наружу, и аналога средней
ягодичной мышцы не регистрировали усилия. Указанное доказывало, что объемная
тазовая часть модели находилась в покое только за счет сил реакции аналогов
связок
(Рис. 3).
 |
| a |
 |
| b |
 |
| c |
 |
| d Рис. 3. Аналоги связок и динамометры электромеханической модели тазобедренного сустава человека с нагруженной объемной тазовой частью (моделирование завершения одноопорного периода шага при разгибании бедра 10º); 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. |
После стабилизации объемной тазовой части модели
проанализировано соотношение поверхностей пары трения шарнира, ориентация
аналогов связок и степень их натяжения. Отмечено натяжение аналогов всех
наружных связок: аналога седалищно-бедренной связки, обеих частей аналога подвздошно-бедренной связки и аналога
лобково-бедренной связки. Это подтверждалось их
прижатием к элементам бедренной части модели и прямолинейностью хода. Визуально
уточнить наличие или отсутствие натяжения аналога связки головки бедренной кости
не представлялось возможным ввиду его расположения внутри шарнира модели. При
попытке извлечения из вертлужного элемента он не смещался в медиальном
направлении, что указывало на его натяжение. За счет наклона бедренной части
модели вперед и удлинения аналога средней ягодичной мышцы произошло полное натяжение
аналога
седалищно-бедренной связки. Указанное не наблюдалось при моделировании середины одноопорного периода шага. В обсуждаемом опыте шарнир модели оказался
застопорен в трех плоскостях, что разгрузило аналоги мышц. Разобщения сферической головки шарнира и ответной сферической
поверхности вертлужного элемента модели не наблюдалось. Поверхности пары трения
шарнира плотно смыкались между собой во всех отделах.
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 и вниз
в медиальную сторону во фронтальной плоскости. Стабилизация объемной тазовой
части модели обеспечивалась комплексом аналогов связок без аналогов мышц. Для удержания
объемной тазовой части модели в положении покоя не
требовалось дополнительного внешнего усилия.
Моделирование завершения
одноопорного периода шага с разгибанием
бедра 15º.
Затем
на электромеханической модели тазобедренного сустава человека мы воспроизвели
максимальное разгибание в тазобедренном суставе, articulatio coxae, в конце одноопорного периода шага. Особенностями
означенного момента является: продолжение наклона вперед бедренной кости, os femur, и максимальный поворот таза, pelvis, вперед вокруг
вертикальной оси.
Карданное
соединение бедренной части модели с основанием деблокировано. Бедренная часть
модели установлена с наклоном вперед в сагиттальной плоскости на 15° и повернута
вперед в горизонтальной плоскости на 15°. Отклонение наружу 10° во фронтальной
плоскости сохранено. Длина аналога средней ягодичной мышцы и аналога комплекса
коротких мышц, вращающих бедро наружу, не изменялась.
Наклон
объемной тазовой части модели в медиальную сторону во фронтальной плоскости увеличился
(Рис. 4).
 |
| Рис. 4. Моделирование завершения одноопорного периода шага при разгибании бедра 15º на электромеханической модели тазобедренного сустава человека с нагруженной объемной тазовой частью с аналогами связок и мышц; вверху – вид спереди, внизу – вид сзади. |
На
стороне шарнира модели высота расположения изображения крыла подвздошной кости была
выше, чем с противоположенной. Указанное воспроизводило увеличение наклона таза
с неопорной стороны вниз в медиальную сторону в момент завершения одноопорного
периода шага.
В горизонтальной плоскости объемная тазовая часть модели повернулась вперед и наружу, а в сагиттальной плоскости наклонилась вперед (Рис. 5).
 |
| Рис. 5. Моделирование завершения одноопорного периода шага при разгибании бедра 15º на электромеханической модели тазобедренного сустава человека с нагруженной объемной тазовой частью с аналогами связок и мышц; вверху – вид сверху, внизу – вид с латеральной стороны. |
Перемещение
объемной тазовой части модели произошло в результате наклона бедренной части
модели вперед и действия веса нагрузки. В означенной
позиции длинная ось вертлужного элемента объемной тазовой части модели имела
отклонение вверх, вперед и в медиальную сторону. В шарнире модели наблюдалось разгибание,
пронация и приведение.
Динамометр
аналога комплекса коротких мышц, вращающих бедро наружу, и
аналога средней ягодичной мышцы не регистрировали усилия. После стабилизации объемной тазовой части модели проанализировано
соотношение поверхностей пары трения шарнира, ориентация аналогов связок и степень
их натяжения. Присутствовало натяжение аналогов всех наружных связок:
седалищно-бедренной связки, обеих частей аналога подвздошно-бедренной
связки и аналога лобково-бедренной связки. Это отмечалось по их прижатию к элементам бедренной части модели и прямолинейностью хода (Рис. 6).
 |
| a |
 |
| b |
 |
| c |
 |
| d Рис. 6. Аналоги связок и динамометры электромеханической модели тазобедренного сустава человека с нагруженной объемной тазовой частью (моделирование завершения одноопорного периода шага при разгибании бедра 15º); 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. |
Визуально уточнить наличие или отсутствие натяжения
аналога связки головки бедренной кости не представлялось возможным ввиду его
расположения внутри шарнира модели. При попытке извлечения из вертлужного
элемента он не смещался в медиальном направлении. Это указывало на натяжение
аналога связки головки бедренной кости. Таким образом, аналоги наружных связок
и аналог связки головки бедренной кости при наклоне бедренной части модели
вперед оставались
натянутыми. Они продолжали стопорить шарнир модели во всех плоскостях и разгружали
аналоги мышц. Разобщения сферической головки шарнира и ответной
сферической поверхности вертлужного элемента модели не наблюдалось. Поверхности
пары трения шарнира плотно смыкались между собой во всех отделах.
По причине расположения общего центра масс системы выше, позади и медиальнее центра вращения шарнира и отклонений бедренной части модели объемная тазовая часть имела тенденцию к наклону вперед в сагиттальной плоскости и вниз в медиальную сторону во фронтальной плоскости. Однако действие прикрепленной нагрузки позади от шарнира препятствовало наклону вперед в сагиттальной плоскости, что приводило к натяжению аналогов связок. При этом стабилизация объемной тазовой части модели обеспечивалась лишь комплексом аналогов связок без участия аналогов мышц. Для удержания объемной тазовой части 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 действия веса тела
Имитация взаимодействия средней ягодичной мышцы и LCF
Анализ взаимодействия средней ягодичной мышцы и LCF
Моделирование движений в горизонтальной плоскости
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 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
Моделирование начала одноопорного периода шага
Моделирование середины одноопорного 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 усоврешенствовали 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
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
Эксперименты и наблюдения