Сгибание бедра в тренажере: Разгибания ног в тренажере — SportWiki энциклопедия

Содержание

Разгибания ног в тренажере — SportWiki энциклопедия

Разгибания ног в тренажёре

Разгибания ног в тренажёре — изолирующее упражнение на квадрицепсы — передняя поверхность бедра.

Разгибания ног в тренажёре

Стабилизирующие мышцы

  • Умеренная стабилизация осуществляется абдоминальной группой мышц, мышцей, выпрямляющей позвоночник нижними и средними частями трапециевидных мышц, ромбовидными мышцами.

Техника упражнения

  • Возьмитесь руками за рукоятки или за края сиденья для придания телу устойчивого положения. Колени согнуть и поместить щиколотки под валики
  • Сделать вдох и распрямить ноги до горизонтального положения. Затем, опуская валики, медленно вернуться в исходное положение;
  • По окончании движения сделать выдох. Это движение лучше всего подходит для изолированной нагрузки на четырёхглавые мышцы.

Советы относительно правильной техники выполнения упражнения:

  • Работайте медленно, не пользуясь силой инерции.
  • Не допускайте чрезмерного разгибания коленных суставов.
  • Прижмитесь спиной к сиденью тренажёра. Не приподнимайтесь и не смещайтесь при выполнении упражнения.
  • Сфокусируйте внимание на «выжимании» веса от квадрицепсов как противоположном подъёму отягощения от стоп. Также избегайте «тянуть на себя» ручки тренажёра для усиления движения.
  • Делайте вдох при движении вверх; выдох — при движении вниз.

Это упражнение обычно рекомендуют начинающим. Его всегда полезно применять до выполнения технически более сложных упражнений. Считается, что разгибания ног в тренажёре не является лучшим упражнением для роста мышц. Разгибания ног в тренажёре дают чрезмерно большую нагрузку на связки коленного сустава, поэтому не следует использовать значительные веса. Для акцентированной проработки нижней части квадрицепсов можно выполнять упражнение одной ногой.

Анализ движения

Сустав

Сустав

Коленный

Направления движений в суставах

Вниз — сгибание Вверх — разгибание

Мобилизирующие мышцы

Квадрицепсы

Экстензия ног относится к категории изолирующих упражнений, поскольку здесь в движение приводятся только тазобедренные суставы. В итоге экстензия ног не задействует мышцы, окружающие четырёхглавые мышцы бёдер. Экстензия ног часто используется для того, чтобы разогреть коленные суставы в начале тренировки ног.

Выполнение

Сядьте на сиденье тренажёра для экстензии ног и закрепите ноги под рамой. Напрягите четырёхглавые мышцы бёдер и выпрямите ноги. Зафиксируйте это положение минимум на секунду, затем согните ноги и повторите.

Преимущество

  • В отличие от большинства упражнений для четырёхглавых мышц бёдер, экстензия ног не вызывает сжатия позвоночника.

Недостаток

  • Используется для выделения каждой головки четырёхглавой мышцы бедра. Ягодичные мышцы здесь не задействуются. Таким образом, если вашей главной целью является развитие ягодиц, это упражнение для вас не лучший выбор.

Здесь колени находятся в травмоопасном положении, поскольку четырёхглавые мышцы бёдер сокращаются вместе с задней группой мышц бёдер, создавая равную нагрузку на колени с обеих сторон.

Рекомендации

  • Положите руки на четырёхглавые мышцы бёдер, чтобы лучше прочувствовать сокращение этих мышц.
  • Не прогибайте спину в пояснице, старясь сильнее напрячь четырёхглавые мышцы бёдер.

Вариант экстензии ног на стуле[править | править код]

Это упражнение можно выполнять сидя, тренируя одну ногу за раз. Чтобы увеличить нагрузку, можно использовать утяжелители для голеней.

Вариант экстензии ног на стуле

Сгибание ног сидя в тренажере

Толстые, глубоко прорисованные бицепсы бедер придают эффектный изгиб бедру любого бодибилдера, но лишь немногие могут похвастаться их пиком в сокращенном состоянии, подобным бицепсам рук. Оно и понятно – мало кто уделяет развитию бицепсов бедер столько же внимания, сколько достается квадрицепсам. Увы, можно иметь огромные, бугрящиеся мышцами квадрицепсы – результат множества приседаний и экстензий ног – и одновременно плоские бицепсы бедер. Обычно это результат одного-двух сетов сгибаний ног лежа в конце тренировки квадрицепсов, когда уровень энергии уже на нуле.

Существует несколько путей решения этой проблемы. Можно всегда стоять лицом к собеседнику, чтобы не показывать свои слабо развитые бицепсы бедер, но стоит тебе чуть повернуться, и тайное тут же станет явным. Это не очень удачная идея, к тому же слабые бицепсы бедер принесут тебе проигрышные очки в позе «грудь сбоку». Другой выход – такой же глупый – всю жизнь носить брюки. В этом случае тебе будет трудно объяснить свое поведение на пляже, да и твоих прекрасно развитых квадрицепсов никто не увидит. И последний вариант – изменить свое тренировочное расписание и начинать день с упражнения сгибание ног сидя (тренировки бицепсов бедер).

Сгибание ног сидя – техника выполнения

Довольно трудно одним упражнением задействовать все мышцы задней поверхности бедра. Для того чтобы избежать этой проблемы в сгибаниях ног, тазобедренный сустав должен быть зафиксирован, а мышцы задней поверхности бедра растянуты, в то время как коленный сустав может двигаться. Для этого хорошо подойдет упражнение сгибание ног сидя.

В этом упражнении тазобедренный сустав зафиксирован. Упражнение сгибание ног сидя довольно строгое, в чем то похоже на концентрированные сгибания руки с гантелью.

  1. Начиная упражнение сгибание ног сидя отрегулируй спинку тренажера так, чтобы колени находились прямо над краем сиденья. Установи стабилизирующий бедра валик так, чтобы он не пересекал колени – колено должно двигаться совершенно свободно. Тазобедренный сустав будет согнут.
  2. Нижний валик должен находиться прямо над ахиллесовыми сухожилиями.
  3. Руками держись за рукоятки, чтобы стабилизировать корпус.
  4. В стартовом положении ноги выпрямлены (или немного согнуты в коленях). Вдохни и на выдохе согни ноги в угол больше 90 градусов. Представь, что ты стараешься коснуться пятками нижней поверхности сиденья. При этом не позволяй бедрам оторваться от сиденья.
  5. Задержись в сокращенной позиции на два счета, а затем на вдохе выпрями ноги, вернувшись в стартовую позицию. Не позволяй ногам полностью распрямиться, а отягощению опуститься на опоры – сразу же начинай следующее повторение.

Выполняя упражнение, сгибание ног сидя, при желании можно немного увеличить интенсивность (например, в последних двух повторениях) во время сгибания ног оттяни носки вниз. Позиция стоп не особо влияет на работу бицепсов бедер, но такое движение снизит эффективность работы икроножных мышц, которые также участвуют в сгибании коленного сустава. В таком случае помощи от них будет меньше, и бицепсам бедер работать будет тяжелее, что выразится в усилении жжения в них.

Растяжка мышц задней поверхности бедра между сетами весьма полезна, так как хорошая гибкость этой группы мышц снижает вероятность травм и болей в спине, возникающих из-за их тугоподвижности. Выпрями ноги в коленях и медленно приближай к ним грудь. Шею старайся не сгибать. Задержись в растянутой позиции не менее 10 секунд и выполни два сета растяжки. Это позволит избежать будущих травм выполняя упражнение сгибание ног сидя.

Упражнение сгибание ног сидя довольно скучное, ведь ты даже не видишь бицепсы бедер и как они сокращаются, однако, не стоит использовать это обстоятельство для отказа от работы. Наоборот, ты должен сконцентрироваться на этом упражнении больше, чем на других. Здесь очень легко нарушить строгую технику, приподняться с сиденья или оттянуть на себя носки, чтобы облегчить повторения.

СОВЕТ
Используете тренажер для разгибаний, у которого есть наклонная спинка. Когда туловище отклонено назад, исключается возможный читинг за счет мышц тела.

Если ты справишься со всеми этими искушениями и сосредоточишься на интенсивной проработке мышц задней поверхности бедра, то награда не заставит себя долго ждать. Уже через 3-4 месяца ты полюбишь сгибание ног сидя и увидишь плоды своих трудов: у твоих ног уже не будет двухмерного вида, и необходимость в длинных брюках отпадет. Низ тела будет отлично смотреться под любым углом.

СОВЕТ
Одинаково бесполезен как быстрый, так и слишком медленный ритм подъемов. Ищите свою золотую середину

Техника выполнения упражнения сгибание ног в тренажере

Сгибание ног в тренажере  одно из самых популярных упражнения для работы с ягодицами и задней поверхностью бедра.

Однако, как показывает практика, многие девушки делаю его неправильно, чем снижают эффективность тренировки, а также рискуют получить травму. Как правильно выполнять сгибание ног с тренажере  читай в нашем материале. 

ЧИТАЙ ТАКЖЕ — Можно ли похудеть на кокосовой воде

Упражнение сгибание ног в тренажере предназначено для активной работы с группой мышц-сгибателей бедра. Если говорить проще, то выполнение данного упражнения помогает сделать рельефными контуры бедер, а также точно проработать границу между бедром и ягодицами. Главными мышцами, с которыми работает данное упражнение, являются бицепсы бедра, хотя второстепенно задействованы и ягодицы, и икры. 

КАК ПРАВИЛЬНО ВЫПОЛНЯТЬ СГИБАНИЕ НОГ В ТРЕНАЖЕРЕ

Для выполнения данного упражнения ляг на скамью тренажера. При этом очень важно правильно отрегулировать его положение. Так, нижний валик должен располагаться приблизительно на расстоянии 20 см от пятки. В то же время, колени должны немного выходить за пределы скамьи. Если в таком положении ты чувствуешь некий дискомфорт, подложи под живот свернутое полотенце, это уберет неприятные ощущения. Далее, полностью положи торс на скамью, голова находится на одной линии со спиной, взгляд направлен прямо, руками нужно упереться в специальные рукоятки. 

На вдохе начни сгибать ноги. Обрати внимание, что темп выполнения упражнения должен быть медленным: без рывков и спешки. При выборе веса, стартуй от 15 килограмм, и увеличивай его по мере необходимости, когда будешь чувствовать, что данную отметку веса ты преодолела. Разгибай ноги на вдохе. 

Читать также: Как правильно делать верхнюю тягу: правильная и эффективная техника

Помни, при сгибании ног нужно стремиться к тому, чтобы дотянуться ими до ягодиц, а вот при разгибании не нужно разгибать ноги полностью — колени должны оставаться согнутыми.

 Выполняй данной упражнение в конце тренировки для ног. Так оно будет наиболее эффективным. 

Читать также: Сексуальные ягодицы: как правильно делать тягу на прямых ногах

Обычно новичкам прописывают выполнять 3 подхода в 12-15 повторений. Также подчеркнем, сгибание ног в тренажере, при неправильном выполнении может спровоцировать травму нижней части позвоночника или коленей. Чтобы избежать этого, держи спину во время выполнения упражнения без прогиба, а также ни в коем случае не разгибай колени. 

Смотреть онлайн видео Как правильно делать сгибание ног в тренажере: детальная техника выполнения

Сгибание ног в тренажере — одно из самых популярных упражнения для работы с ягодицами и задней поверхностью бедра. Как правильно выполнять сгибание ног с тренажере — читай в нашем материале.315615https://www.youtube.com/embed/6Q84re6jMAs2016-02-29T13:59:07+02:00T2h5M0S

  • Бумага 605 A 12-местный анатомический тренажер тазобедренного сустава
    Сайкко В
    J Eng Med, 2005, 219, 437-448.
    Бумага №714 Сравнение износа полного протеза бедра с двойной подвижностью и типичной модульной конструкции с использованием симулятора тазобедренного сустава
    V Saikko, Ming Shen
    Износ 268 (2010) 617–621
    Бумага №804 Лабораторные испытания на износ
    V Saikko
    Глава 7, Трибология и опорные поверхности при полной замене суставов, под редакцией Роберта М.Streicher, 2011, ISBN: 9788178955254
    Бумага № 855 Влияние положения вертлужной впадины на износ протеза металл-металл большого диаметра изучено с помощью симулятора тазобедренного сустава
    Веса Сайкко, Тийна Алроос, Ханну Ревитцер, Оскари Рюти, Петри Куосманен
    Tribology International 60 (2013) 70–76
    Бумага №1009 Тестирование неблагоприятных состояний на тренажерах для бедра
    V Saikko
    Биотрибология 1–2 (2015) 2–10
    Бумага № 1048 Влияние повышенной нагрузки на износ модульного протеза бедра металл-металл большого диаметра с большим углом наклона вертлужной чашки
    Веса Сайкко
    Tribology International 96 (2016) 149–154
    Бумага № 1097 Прыжок, прыжок и прыжок: к лучшему тестированию на износ бедренных имплантатов
    С. Л. Смит, Т. Дж. Джойс
    Механические испытания ортопедических имплантатов — 2017, страницы 183–206
    Бумага №1193 Влияние износа, угла наклона вертлужной впадины, нагрузки и разрушения сыворотки на трение тазобедренного протеза металл о металл большого диаметра
    V Saikko
    Клиническая биомеханика 63 (2019) 1–9
    Бумага № 1239 Износ в месте соединения конуса и цапфы современных бедер керамика-керамика, показанный на многопозиционном симуляторе бедра
    RM Bhalekar, SL Smith, TJ Joyce — Биомедицинский журнал
    Журнал биомедицинских исследований, часть B 05 сентября 2018 г.
    Бумага №1301 Износ в месте соединения конуса и цапфы современных бедер керамика-керамика на многопозиционном симуляторе бедра
    RM Bhalekar, SL Smith, TJ Joyce
    Биомедицинский журнал, 2019 — Wiley
    Бумага №1302 Испытание на симуляторе тазобедренного сустава соединения конуса с цапфой и опорных поверхностей современных протезов бедра из поперечно-сшитого полиэтилена
    RM Bhalekar, SL Smith, TJ Joyce
    Биомедицинский журнал, 2019 — Wiley
    Бумага № 1384 Испытание на симуляторе тазобедренного сустава соединения конуса с цапфой и опорных поверхностей современных протезов бедра из поперечно-сшитого полиэтилена
    RM Bhalekar, SL Smith, TJ Joyce
    Журнал исследований биомедицинских материалов — 2020 — Онлайн-библиотека Wiley

  • Спущен на воду в 2007 г.

    Цзинаньский центр контроля качества медицинского оборудования Китай
    Медицинский колледж Асахикавы Япония
    Ньюкаслский университет UK
  • class = «index-thumbblock»>
  • Границы | Премия Немецкого общества биомеханики (DGfB) для молодых исследователей 2019: доказательство концепции нового тренажера коленного сустава, обеспечивающего быстрые движения физиологических мышц и сил реакции опоры

    Введение

    Для биомеханических исследований in vitro образцов коленного сустава человека были внедрены различные типы симуляторов коленного сустава.Сложность коленного сустава человека требует сложной конструкции таких тренажеров. По сути, можно различать горизонтальные тренажеры коленного сустава, вертикальные тренажеры, так называемые Oxford-Rigs, и тренажеры, управляемые роботизированной рукой.

    Горизонтальные тренажеры коленного сустава особенно характеризуются горизонтальным положением образцов коленного сустава (Blankevoort et al. , 1988; Hirokawa et al., 1991; Torzilli et al., 1994; Bach and Hull, 1995; Dürselen et al., 1995; Омори и др., 1997; Ахмад и др., 1998; Кигучи и др., 1999; Стукенборг-Колсман и др., 2002b; Hofer et al., 2011). Как правило, бедренная или большеберцовая кость крепится к основанию тренажера или к подвижному поворотному рычагу, который отвечает за движения сгибания и разгибания, тогда как противоположная сторона обеспечивает все необходимые степени свободы (Heinrichs et al., 2017). Системы роботизированных манипуляторов (Rudy et al., 1996; Livesay et al., 1997; Li et al., 1999; Lo et al., 2008; Diermann et al., 2009; Goldsmith et al., 2013) сравнимы с горизонтальными симуляторами, но коленный сустав перемещается по заранее определенной траектории пассивного движения, при которой все внешние силы и моменты, действующие на коленный сустав, минимальны (Lorenz et al., 2013). Oxford-Rig (Kumagai et al., 2002; Lo et al., 2008) характеризуется вертикальной фиксацией коленного сустава, а также тазобедренным и голеностопным суставами (Заватский, 1997). Узел тазобедренного сустава можно перемещать вертикально, тем самым обеспечивая сгибание и разгибание коленного сустава.В качестве разновидности конструкции Oxford-Rig существуют имитаторы ударов, имитирующие удары по коленному суставу с использованием падающих грузов (Withrow et al., 2006; Kiapour et al., 2016).

    Некоторые из этих тренажеров могут имитировать мышечные силы, действующие на коленный сустав. Это осуществляется с помощью грузов или приводов и стальных тросов, которые соединяются с костью в анатомических местах введения или непосредственно с мышцами с помощью специальных зажимов. Как правило, моделируются четырехглавая мышца, двуглавая икроножная мышца или подколенные сухожилия (Hirokawa et al., 1991; Шумейкер и др., 1993; Бах и Халл, 1995; Dürselen et al., 1995; Ахмад и др., 1998; Ли и др., 2002; Гилл и др., 2003; Hofer et al., 2011; Heinrichs et al., 2017). Однако в большинстве случаев прилагаемые мышечные силы относительно низки и достигают только значений до 200 Н (например, моделирование четырехглавой мышцы; Dürselen et al. , 1995; Withrow et al., 2006). Это означает, что невозможно достичь ни физиологических условий нагрузки внутри коленного сустава, ни физиологической силы реакции опоры (создаваемой мышечными силами).Более того, адаптация мышечных сил с течением времени или с изменением угла сгибания коленного сустава редко возможна с современными симуляторами коленного сустава, что приводит только к медленным движениям в коленном суставе (Stukenborg-Colsman et al., 2002a).

    Наиболее распространенными методами создания движения в коленном суставе в современных имитаторах коленного сустава являются либо пассивное сгибание колена, либо контроль угла сгибания колена, либо сила реакции опоры посредством контура управления мышечной силой (Stukenborg-Colsman et al., 2002a; Victor et al. ., 2009). Однако из-за того, что разные мышцы, охватывающие колени, влияют друг на друга, что приводит к статической неопределенности механической системы, управление в реальном времени несколькими одновременно действующими мышцами трудно осуществить для динамических движений, например прыжков с падением. Следовательно, такие механизмы контура управления, реализованные в современных симуляторах, допускают только медленные движения в суставах со скоростью сгибания-разгибания до ~ 1 ° / с (Churchill et al., 1998; Lo et al., 2008), что соответствует квазистатическому условия тестирования. Некоторые из существующих тренажеров коленного сустава типа Oxford-Rig способны моделировать почти физиологические силы реакции опоры или вес тела (Elias et al., 2002; Maletsky and Hillberry, 2005). Эти тренажеры могут моделировать движения со скоростью до 12 ° / с, что все еще намного ниже, чем требуется для прыжкового приземления (145 ° / с).

    Для того, чтобы реально достичь реалистичных условий тестирования in vitro , которые возникают во время повседневной деятельности, необходимы движения в коленных суставах и мышечные силы, приводящие к физиологическим силам реакции суставов и опоры. Таким образом, целью данного исследования была разработка нового тренажера коленного сустава для in vitro тестирования приседаний и прыжков с падением с реалистичной скоростью и совместными усилиями.

    Материалы и методы

    Техническое описание

    Механическая конструкция нового тренажера коленного сустава, который основан на конструкции Oxford-Rig (Bourne et al., 1978), содержит базовую раму, тазобедренного сустава в сборе и голеностопного сустава в сборе (рисунок 1). Узел тазобедренного сустава состоит из универсального шарнира. Он обеспечивает три степени свободы, включая сгибание / разгибание, отведение / приведение и вертикальное линейное смещение. Вертикальное смещение достигается за счет узла тазобедренного сустава, прикрепленного к траверсе, которая может перемещаться вертикально по направляющему шариковому подшипнику с приводом от электрического серводвигателя (EMMS-AS-140-L-HS-RMB, Festo AG & Co. KG, Эсслинген, Германия) с линейной осью при максимальной скорости ползуна 670 мм / с, что соответствует максимальной угловой скорости 350 ° / с.Следует отметить, что имитация движения бедра приводит только к сгибанию и разгибанию колена без создания каких-либо сил реакции суставов или опоры. Узел голеностопного сустава имеет две степени свободы: сгибание / разгибание и отведение / приведение. Кроме того, благодаря дополнительной опоре большеберцовая кость может свободно вращаться как внутри, так и снаружи. Следовательно, тренажер коленного сустава допускает неограниченное движение при 6 ° свободы (Завацкий, 1997).

    Рисунок 1 .Имитатор коленного сустава с моделью коленного сустава, закрепленной между узлами тазобедренного и голеностопного суставов, траверсой для вертикального смещения бедра и пневматическими приводами для моделирования мышечной силы.

    Девять наиболее важных мышц, охватывающих колени, моделируются для достижения физиологических условий нагрузки и сил реакции опоры. Этими мышцами являются Musculus (M.) Wastus medialis, M. Wastus lateralis, M. Wastus Intermedius, M. rectus femoris, M biceps femoris, M. semitendinosus, M. semimembranosus, M.gastrocnemius medialis и M. gastrocnemius lateralis. Из-за схожих анатомических направлений растяжения M. vastus intermediateus и M. rectus femoris, а также M. semitendinosus и M. semimembranosus объединены и моделируются как мышцы одностороннего действия соответственно. Всего для моделирования мышечной силы используется семь пневматических приводов (DNCI-63-300-P-A, Festo AG & Co. KG), которые расположены в верхней и нижней областях базовой рамы. Бикортикальные винты располагаются в анатомических местах прикрепления соответствующих мышц.Стальные кабели соединяют пневматические приводы и бикортикальные винты для моделирования мышечной силы. Семь датчиков одноосной силы (KD40S, ME-Messsysteme GmbH, Хеннингсдорф, Германия) встроены в стальные тросы для измерения приложенных мышечных сил соответственно. Кроме того, под узлом голеностопного сустава расположены линейный пневматический привод и вращательный пневматический привод для имитации осевых ударных нагрузок и моментов деформации большеберцовой кости соответственно. Для измерения сил и моментов реакции опоры шестиосевой датчик силы / крутящего момента (K6D68, ME-Messsysteme GmbH) закреплен непосредственно под узлом голеностопного сустава. Таким образом, движение бедра создает сгибание и разгибание коленного сустава, а семь пневматических приводов используются для моделирования мышечных сил, которые приводят к соответствующим силам реакции опоры. То есть без моделирования мышечной силы не было бы результирующей силы реакции опоры, а было бы только сгибание и разгибание коленного сустава.

    Тренажер предназначен для работы в сочетании режимов управления положением и управления усилием (Рисунок 2). Регулируемое по положению линейное смещение бедра напрямую связано со сгибанием и разгибанием коленного сустава.Мышечные силы применяются в режиме с контролем силы. Для этих целей как линейное смещение тазобедренного сустава как функция во времени, так и мышечные силы как функция во времени служат входными параметрами для симулятора коленного сустава. Эти входные значения были получены в результате комбинированного анализа движения и исследования обратной динамики (MAID) на 11 здоровых добровольцах, проведенного в лаборатории движения партнера по сотрудничеству (Клиника ортопедии и травматологической хирургии, Университетская больница Гейдельберга, Гейдельберг, Германия). При этом были измерены кинематика и кинетика испытуемых. Эти значения вместе с антропометрическими данными были использованы для расчета действующих мышечных сил с помощью обратного динамического опорно-двигательного аппарата моделирования.

    Рисунок 2 . Управление симулятором динамического коленного сустава с помощью системы реального времени, инструмент конфигурации Festo для параметризации, управления пневматическими и электрическими приводами, регистрации датчиков силы и приложений реального времени LabVIEW и LabVIEW.

    Входные параметры для мышечных сил и положения бедра, полученные из исследования MAID, были назначены соответствующим исполнительным механизмам (параметризация) с помощью инструмента пневматической конфигурации (Festo AG & Co. KG) (Рисунок 2). Одновременное управление всеми исполнительными механизмами осуществляется с использованием системы реального времени (cRIO-9064, National Instruments, Остин, Техас, США) и специального программного обеспечения (LabVIEW 2014, National Instruments). Сбор данных от одноосных датчиков мышечной силы и шестиосевого датчика силы реакции / крутящего момента достигается с помощью другого специально разработанного приложения LabVIEW (National Instruments).Оба приложения обеспечивают быстрое управление в реальном времени, обработку сигналов и сбор данных.

    Комбинированный анализ движения и обратное динамическое исследование (MAID)

    Одиннадцать здоровых взрослых (шесть женщин, пять мужчин, возраст = 30,9 ± 9,3 года, вес = 71,8 ± 17,1 кг, рост = 1,77 ± 0,11 м) были обследованы в рамках предметного исследования (разрешение IRB № S-081/2015 Гейдельбергского университета. ). Трехмерный (3D) анализ движения выполнялся с помощью оптоэлектронной системы с 12 камерами (Vicon Motion Systems Ltd., Оксфорд, Англия), работающей на частоте 120 Гц.Протоколом маркеров, использованным в этом исследовании, был набор маркеров для нижней части тела Plugin-Gait (Vicon Motion Systems, Оксфорд, Великобритания) с дополнительными маркерами на грудной клетке субъекта (остистый отросток 7-го шейного позвонка, левый и правый акромион и incisura jugularis). а также на медиальной лодыжке и медиальных мыщелках бедра. Кроме того, две платформы для измерения силы (Kistler Instruments AG, Винтертур, Швейцария) использовались для синхронного сбора кинетических данных при 1080 Гц. Совместная кинематика и совместная кинетика были получены с использованием подхода уравнений обратной динамики с программным обеспечением Plugin-Gait (Vicon Nexus 2.0, Vicon Motion Systems, Оксфорд, Великобритания) после Kadaba et al. и Davis et al. Испытуемые выполняли медленные приседания с углом сгибания колена от 0 ° до 70 ° и приземление на двух ногах с высоты 30 см для получения различных наборов данных. Следовательно, были определены движения и положения тазобедренного, коленного и голеностопного суставов с полученными углами сгибания и силами реакции опоры. Эти данные были использованы для расчета мышечных сил, действующих через коленный сустав в течение долгого времени, используя общее все тело опорно-двигательный аппарат моделирование для анализа данных о движении в OpenSim 3. 3 (Delp et al., 2007). Плюсно-фаланговые и подтаранные суставы фиксировались в анатомически нейтральных положениях для всех анализов, как это было недавно сделано другими авторами (O’Connor et al., 2018). Фильтр нижних частот четвертого порядка с нулевой задержкой и частотой среза 10 Гц был применен к силам реакции земли, тогда как фильтр Вольтринга с MSE 10 был использован для сглаживания кинематических данных (Woltring, 1991). Входные данные для модели были созданы с использованием пользовательских подпрограмм MATLAB (2014b, The MathWorks, Inc., Натик, Массачусетс, США), основанных на сценариях MATLAB для обработки данных из simtk.org. Модель была масштабирована до размеров каждого испытуемого на основе статического испытания. Обратная кинематика и обратная динамика были выполнены для расчета суставных углов и суставных моментов. Мышечные силы рассчитывались с использованием статической оптимизации.

    In vitro Исследование

    После оттаивания в течение ночи кожа и мышцы девяти образцов трупного коленного сустава человека (возраст: 61,5 ± 5,5 года, масса тела: 62,3 ± 7,2 кг, индекс массы тела: 21,2 ± 1,0, Science Care, Inc. , Феникс, Аризона, США ; Разрешение IRB №300/12, Ульмский университет) были полностью удалены, обнажены бедренная и большеберцовая кость. Проксимальный отдел малоберцовой кости фиксировали кортикальным винтом к большеберцовой кости и резецировали на 2 см ниже головки малоберцовой кости. Бедренную и большеберцовую кости разрезали на расстоянии 12 см от коленного сустава и формовали в металлических горшках с использованием полиметилметакрилата (Technovit 4000, Kulzer GmbH, Wehrheim, Германия) (рис. 3C). Суставную капсулу осторожно вскрыли, обнажили надколенник и удалили инфрапателлярный жир. Коронарные мениски были надрезаны спереди и сзади, чтобы можно было вставить чувствительную к давлению фольгу Tekscan (система I-Scan (тип 4000), Tekscan Inc., Бостон, Массачусетс, США) на плато большеберцовой кости для измерения среднего и пикового тибиофеморального контактного давления. Датчик давления был прикреплен к большеберцовой кости спереди и сзади винтом, чтобы свести к минимуму перемещение датчика во время тестирования.

    Рисунок 3. (A) Моделирование мышечной силы четырехглавой мышцы с использованием стержня с резьбой, стального троса, компонента со стальными крючками и наконечника. (B) Моделирование мышечной силы подколенного сухожилия и икроножных мышц с помощью стержней с резьбой, дюбелей и стальных тросов. (C) Образец, закрепленный в динамическом симуляторе коленного сустава с помощью цилиндрических металлических горшков, одноосных датчиков нагрузки для измерения мышечных сил, чувствительной к давлению фольги для измерения тибиофеморального контактного давления и систем координат с оптическими маркерами для измерения кинематики.

    Из-за больших мышечных сил до 1000 Н, действующих на образцы коленного сустава, необходима жесткая фиксация стальных тросов в анатомических местах введения. Поэтому для моделирования передних мышц бедра в месте прикрепления сухожилия надколенника на бугорке большеберцовой кости просверливали отверстие и вставляли стержень с резьбой, который фиксировали контргайкой. Кроме того, в надколеннике просверливали два отверстия, к стержню с резьбой прикрепляли стальной трос, который пропускали через эти два отверстия. Чтобы обеспечить направление надколенника во время движения, под надколенником внутри стальных тросов устанавливали наконечник (Carl Stahl Technocables GmbH, Зюссен, Германия) (рис. 3A). Над надколенником был закреплен компонент с тремя стальными крючками на болтах, чтобы установить связь между анатомическим местом введения и одноосными датчиками нагрузки и пневматическими приводами.Моделирование мышц подколенного сухожилия также выполнялось с использованием стержней с резьбой в анатомических местах прикрепления мышц (рис. 3В). M. biceps femoris вставляется в головку малоберцовой кости, M. semitendinosus вставляется в стопу anserinus на медиальном бугорке большеберцовой кости, а полуперепончатые мышцы вставляются в медиальный мыщелок большеберцовой кости. Для моделирования икроножных мышц (M. gastrocnemius medialis, M. gastrocnemius lateralis) использовались дюбели, которые крепились в исходных точках на медиальном и латеральном мыщелках бедренной кости (рис. 3B).Все стальные тросы дополнительно направлялись с помощью самоустанавливающихся поворотных узлов, чтобы обеспечить наилучшую анатомическую линию действия. На протяжении всего процесса подготовки и всех тестов образцы коленных суставов увлажняли физиологическим раствором.

    После подготовки образцы коленного сустава фиксировали в вертикальном положении на имитаторе коленного сустава с помощью цилиндрических металлических горшков (рис. 3С). Кроме того, пневматические приводы были подключены к стальным тросам и датчикам одноосной силы (рис. 3C).На первом этапе и для предварительной подготовки образца коленного сустава было выполнено медленное приседание без моделирования мышечной силы. Образец коленного сустава сгибали от 10 ° до 70 ° и вытягивали назад до 10 ° при скорости сгибания 5 ° / с. Это движение было повторено с моделированием мышечной силы в соответствии с целевыми мышечными силами, полученными в исследовании MAID. Наконец, мы смоделировали движение приземления в прыжке с симуляцией мышечной силы, во время которой образец изгибался от 10 ° до 50 ° со скоростью ~ 180 ° / с и вытягивался назад от 50 ° до 10 ° со скоростью ~ 120 ° / с. s (см. дополнительное видео).Ускорение и замедление бедра при сгибании было установлено на 2,5 м / с 2 , а при разгибании — на 1,5 м / с 2 . Выполненное испытуемыми прыжковое приземление (исследование MAID) длилось 420 мс.

    Перед запуском моделирования приземления в прыжке были приложены силы предварительной нагрузки от 50 до 300 Н для стабилизации коленного сустава. Во время медленного приседания и приземления в прыжке непрерывно регистрировалось тибиофеморальное контактное давление (K-Scan ™, Tekscan Inc.). Кинематика коленного сустава регистрировалась с помощью системы 3D-камер на основе маркеров (Optitrack, NaturalPoint, Inc., Штат Орегон, США). Во время приземления в прыжке сила реакции земли и приложенные мышечные силы дополнительно регистрировались с частотой дискретизации 1 кГц с использованием специально разработанного программного обеспечения LabVIEW (National Instruments).

    Статистический анализ

    Коэффициент корреляции Бравэ-Пирсона (R) использовался для сравнения фактических и целевых значений (MAID) силы реакции земли и приложенных мышечных сил во время приземления в прыжке. Значения> 0,5 коэффициентов множественной корреляции показывают умеренную взаимосвязь, а значения> 0.8 показывают сильную линейную зависимость. Гауссово распределение тибиофеморального пика и данные распределения среднего давления с использованием теста Шапиро-Уилка (Shapiro and Wilk, 1965) привели к нормально распределенным данным. Поэтому был проведен однофакторный дисперсионный анализ с апостериорным тестом LSD для сравнения среднего и пикового тибиофеморального контактного давления между медленными приседаниями с имитацией мышечной силы и без нее и приземлением с прыжком с падением с моделированием мышечной силы латеральной и средней отсек соответственно.Различия в медиальном и латеральном тибиофеморальном контактном давлении исследовали с помощью парного теста Стьюдента t . Пакет статистического программного обеспечения (SPSS V24. IBM Corp., Армонк, США) использовался для проведения статистического анализа, тогда как значение p <0,05 считалось значимым, и при необходимости применялась стандартная поправка Бонферрони.

    Результаты

    Мышечные силы

    Все смоделированные средние фактические мышечные силы и целевые мышечные силы, полученные в исследовании MAID, представлены как функция цикла движения для прыжкового приземления (Рисунок 4).Целевая сила M. Wastus lateralis увеличилась в течение 80 мс до максимального значения 1050 Н. Моделируемая мышечная сила была на ~ 15% ниже с задержкой ~ 60 мс, что привело к корреляции R = 0,72. Целевая сила медиальной мышцы бедра увеличилась в пределах 120 мс до 480 Н, тогда как смоделированная мышечная сила была на ~ 10% ниже с задержкой 60 мс (R = 0,85). Целевая сила мышц M. Wastus intermediateus и M. rectus femoris увеличилась до 580 Н в течение 100 мс. Моделирование этой группы мышц было на ~ 12% ниже с задержкой 40 мс (R = 0.92). Целевые значения мышц задней поверхности бедра (M. biceps femoris, M. semitendinosus / M. semimembranosus) и икроножных мышц (M. gastrocnemius medialis, M. gastrocnemius lateralis) составляли от 0 до 200 Н, что приводило к корреляции R = 0,48, R = 0,52, R = 0,71 и R = 0,68 соответственно.

    Рисунок 4 . Моделирование мышечной силы — сравнение фактических (средние значения) и целевых мышечных сил (полученных в исследовании MAID) в зависимости от цикла движения (продолжительность: 540 мс) во время приземления с прыжком для M.Вастус латеральный, М. Вастус medialis, М. Вастус промежуточный / М. rectus femoris, M. biceps femoris, M. semitendinosus / M. semimembranosus, M. gastrocnemius medialis и M. gastrocnemius lateralis ( n = 9).

    Сухопутные силы реагирования

    Что касается силы реакции земли в вертикальном направлении во время прыжкового приземления, была определена сильная корреляция (R = 0,93) между средним фактическим значением и целевым значением (Рисунок 5). В начале движения вертикальная сила реакции опоры достигала значений ~ 100 Н из-за ранее описанных сил смещения мышц.В дальнейшем были созданы силы до 860 Н.

    Рисунок 5 . Вертикальная сила реакции грунта — сравнение фактических (среднее значение, синяя линия) со стандартным отклонением (огибающая, голубые линии) и целевых сил реакции грунта (измеренных во время исследования MAID, зеленая линия) в зависимости от цикла движения (продолжительность : 540 мс) ( n = 9).

    Контактное давление в колене

    Данные о среднем и пиковом контактном давлении для медленного приседания без и с имитацией мышечной силы, а также для прыжкового приземления для медиального и латерального коленных отделов представлены на рисунке 6 соответственно.Однофакторный дисперсионный анализ показал значительную разницу ( p <0,001) для всех измерений среднего и пикового давления. Тестирование LSD post-hoc выявило значительное увеличение среднего и пикового контактного давления в медиальном и латеральном отделах между медленным приседанием без моделирования мышечной силы и медленным приседанием с моделированием мышечной силы ( p <0,04) и приземлением в прыжке. с моделированием мышечной силы ( p <0,001). Пиковое контактное давление не отличалось ( p > 0.187) при сравнении медленного приседания с моделированием силы мышц и приземления в прыжке с моделированием силы мышц. Расчеты среднего контактного давления показали значительно более высокие значения для прыжкового приземления ( p <0,001) по сравнению с медленным приседанием с моделированием мышечной силы. Сравнение медиального и латерального пика и среднего контактного давления не показало разницы ( p > 0,067) между отделениями.

    Рисунок 6 . Среднее и пиковое контактное давление (среднее ± стандартное отклонение) в медиальном и латеральном отделах для медленного приседания без имитации мышечной силы, медленного приседания с имитацией мышечной силы и упражнения приземления с прыжком.* p ≤ 0,05 ( n = 9).

    Кинематика

    Во время медленных движений при приседании было определено внешнее вращение большеберцовой кости между ~ 6 ° и 12 ° (рис. 7), что отражает типичный винтовой возвратный механизм, возникающий между разгибанием колена и положением сгибания 30 °.

    Рисунок 7 . Примерное внешнее вращение большеберцовой кости в зависимости от угла сгибания колена во время медленного приседания с имитацией мышечной силы.

    Обсуждение

    В рамках настоящего исследования был разработан новый симулятор коленного сустава, который сравнил с in vivo по субъектным данным для силы реакции опоры и мышечных сил. Можно было показать, что этот тренажер может применять быстрые движения 145 ° / с в сочетании с моделированием физиологической мышечной силы к образцам коленного сустава, что приводит к реалистичным силам реакции земли. Таким образом, насколько нам известно, этот тренажер коленного сустава является первым тренажером, способным моделировать движения приземления в прыжке с физиологическими нагрузками на суставы и кинематикой.

    Доказательство концепции имитатора коленного сустава было выполнено путем исследования силы реакции опоры в вертикальном направлении и тибио-бедренного контактного давления.Кроме того, была проанализирована кинематика колена, чтобы гарантировать свободное движение.

    Сила реакции опоры является важной мерой нагрузки на конечность (Zadpoor, Nikooyan, 2011). В настоящем исследовании можно было показать, что во время моделирования прыжкового приземления для этой когорты может быть создана почти физиологическая сила реакции земли в вертикальном направлении с R = 0,93. Эта физиологическая сила реакции земли во время прыжкового приземления может быть достигнута, несмотря на частично не идеально смоделированные мышечные силы.В деталях, моделирование мышечной силы для четырехглавых мышц-разгибателей (M. Wastus Lateralis, M. Wastus medialis, M. Wastus Intermedius / M. Rectus femoris) показало хорошие корреляции (R = 0,72–0,92) между мышечными силами, полученными из MAID исследование и смоделированные мышечные силы. В свою очередь, из-за инерции пневматических приводов имитировать подколенные сухожилия и икроножные мышцы было труднее. Тем не менее, коэффициенты Браве-Пирсона для этих симуляций мышечной силы по-прежнему показали приемлемый коэффициент в диапазоне R = 0.48–0,71. Кроме того, мы считаем, что это не оказало существенного влияния на результирующую силу коленного сустава. Эти мышечные силы действуют на гораздо более низком уровне силы, чем, например, мышцы-разгибатели (рис. 4), и, таким образом, вносят меньший вклад в стабилизацию коленного сустава во время прыжка при приземлении, чем мышцы-разгибатели (Baratta et al. , 1988; Урабе и др., 2005). Тем не менее, чтобы улучшить моделирование сил мышц-сгибателей в будущих исследованиях, необходимо усовершенствовать систему контроля давления воздуха.

    Что касается тибиофеморального контактного давления, исследования уже показали, что контактное давление в коленном суставе значительно увеличивалось с увеличением осевых нагрузок даже при статическом положении колена (Poh et al., 2012; Geeslin et al., 2016). Зейтц и др. и Perez-Blanca et al. определили пиковое контактное давление ~ 3 МПа при приложении осевой нагрузки 1000 Н (Seitz et al., 2012; Perez-Blanca et al., 2016). Ли и др. определили пиковое контактное давление 4,2 МПа в медиальном отделе при осевой нагрузке 1800 Н при угле сгибания колена 60 ° (Lee et al., 2006). Это пиковое значение немного ниже, но находится на том же уровне, что и давление, определенное в настоящем исследовании. Таким образом, можно сделать вывод, что осевая нагрузка, создаваемая мышечными силами во время прыжкового приземления, соответствует осевой нагрузке ≥1800 Н. Далее можно показать, что на основании измерений тибиофеморального контакта передача физиологической нагрузки была достигнута только в случай моделирования мышечной силы, указывающий на соотношение передачи медиального и латерального отсеков ~ 60:40 (Bruns et al., 1993). В свою очередь, без моделирования мышечной силы распределение медиолатеральной нагрузки было случайным. Сравнение квазистатического движения, такого как приседание без моделирования силы мышц, с имитацией упражнения на корточки с моделированием силы мышц и прыжком через падение, привело к значительному увеличению среднего тибиофеморального и пикового контактного давления. Это подчеркивает важность обеспечения физиологических совместных сил во время экспериментов in vitro .

    Анализ кинематики коленного сустава показал внешнее вращение большеберцовой кости во время моделирования медленного приседания от ~ 6 ° до 12 °, начиная с 25 ° сгибания в настоящем исследовании.Этот типичный винтовой механизм является непроизвольным пассивным движением, стабилизирующим коленный сустав при разгибании, и вызван асимметрией между мыщелками бедренной кости и плато большеберцовой кости (Piazza and Cavanagh, 2000). Согласно литературным данным, механизм завинчивания начинается между 25 ° и 36 ° сгибания колена и обычно составляет от ~ 5 ° до 12 ° внешнего вращения (Bull et al., 2008; Müller et al., 2009; Sharma et al. ., 2012; Hacker et al., 2016). Наши измерения согласуются с этими выводами, что доказывает неограниченное движение соединенных образцов.

    Ограничение имитатора коленного сустава, представленное здесь, представляет собой наблюдаемую задержку 120 мс (28%) при сравнении моделирования движения приземления в прыжке (540 мс) и данных, полученных из предметного исследования MAID (420 мс). Мы предполагаем, что пневматические приводы не смогли перенастроиться достаточно быстро из-за внутреннего контура регулирования давления и инерции пневматических приводов. Тем не менее, со скоростью, используемой для сгибания и разгибания, можно было добиться имитации движения приземления в прыжке почти в реальном времени.Еще одно ограничение заключается в том, что в исследовании MAID использовался набор маркеров Plugin Gait без сложного набора маркеров стопы. Поскольку при захвате движения на основе маркеров недостаточно разрешения для получения точности, необходимой для отслеживания плюснефаланговых и подтаранных суставов, особенно при наличии всего нескольких маркеров на стопе, сохранение этих степеней свободы в пределах разумного.

    В заключение, представленное здесь устройство может, в частности, использоваться для моделирования динамических упражнений с быстрыми движениями в сочетании с физиологическими мышечными силами, возникающими в повседневной жизни.Например, на сегодняшний день доступны только данные о менисковых нагрузках и их приложениях от статических или квазистатических испытаний и условий нагружения. В будущем можно будет исследовать нагрузки на мениски и их крепления в условиях физиологических движений и мышечных сил. Другие структуры, включая крестообразные и коллатеральные связки и хрящи, также могут быть исследованы в таких условиях. Симулятор коленного сустава может быть расширен, чтобы в будущем включить в него другие модели движений.Следовательно, можно было бы исследовать возникающие вопросы, особенно в области травм коленного сустава и оптимизации реабилитации.

    Заявление о доступности данных

    Наборы данных, созданные для этого исследования, доступны по запросу соответствующему автору.

    Заявление об этике

    Исследования с участием людей были рассмотрены и одобрены Ethikkommission Universität Ulm и Ethikkommission Universität Heidelberg. Пациенты / участники предоставили письменное информированное согласие на участие в этом исследовании.

    Авторские взносы

    ФС разработала тренажер коленного сустава. SD и SW выполнили анализ движения и исследование обратной динамики. FS и SH выполнили и оценили контрольные испытания. FS и AS провели статистический анализ. FS, AS и LD составили черновик статьи и нарисовали рисунки. AS, AI и LD участвовали в процессе доработки статьи и окончательно одобрили представленную версию.

    Финансирование

    Эта работа финансировалась Немецким исследовательским фондом (DFG DU254 / 8-1).Финансирование публикации в открытом доступе предоставлено Немецким обществом биомеханики.

    Конфликт интересов

    Авторы заявляют, что исследование проводилось в отсутствие каких-либо коммерческих или финансовых отношений, которые могли бы быть истолкованы как потенциальный конфликт интересов.

    Дополнительные материалы

    Дополнительные материалы к этой статье можно найти в Интернете по адресу: https://www.frontiersin.org/articles/10.3389/fbioe.2019.00244/full#supplementary-material

    Дополнительное видео. Видео тренажера, выполняющего упражнение по приземлению в прыжке.

    Ссылки

    Ахмад, С.С., Квак, С.Д., Атешян, Г.А., Уорден, В.Х., Стедман, Дж. Р., и Моу, В. К. (1998). Влияние адгезии сухожилия надколенника к передней большеберцовой кости на механику колена. Am. J. Sports Med. 26, 715–724. DOI: 10.1177 / 03635465980260051901

    PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

    Бах, Дж. М., и Халл, М. Л. (1995). Новая система приложения нагрузки для in vitro исследования связочных травм коленного сустава человека. J. Biomech. Eng-T Asme 117, 373–382. DOI: 10.1115 / 1.2794195

    PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

    Баратта Р., Соломонов М., Чжоу Б. Х., Летсон Д., Чуинар Р. и Д’Амброзия Р. (1988). Мышечная коактивация. Роль мускулатуры антагониста в поддержании стабильности колена. Am. J. Sports Med. 16, 113–122. DOI: 10.1177 / 036354658801600205

    PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

    Борн, Р., Гудфеллоу, Дж., И О’Коннор, Дж. (1978). Функциональный анализ различных артропластик коленного сустава. Пер. Orthop. Res. Soc . 24: 160.

    Google Scholar

    Брунс, Дж., Фолькмер, М., и Люссенхоп, С. (1993). Распределение давления в коленном суставе — влияние варусного и вальгусного отклонения без и с рассечением связок. Arch. Orthop. Trauma Surg. 113, 12–19. DOI: 10.1007 / BF00440588

    PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

    Бык, А.М., Кесслер, О., Алам, М., и Эмис, А. А. (2008). Изменения кинематики коленного сустава отражают геометрию сустава после артропластики. Clin. Orthop. Relat. Res. 466, 2491–2499. DOI: 10.1007 / s11999-008-0440-z

    PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

    Черчилль, Д. Л., Инкэво, С. Дж., Джонсон, К. К. и Бейннон, Б. Д. (1998). Ось трансепикондилярной кости приблизительно соответствует оптимальной оси сгибания колена. Clin. Orthop. Relat. Res. 111–118.DOI: 10.1097 / 00003086-199811000-00016

    PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

    Делп, С. Л., Андерсон, Ф. К., Арнольд, А. С., Лоан, П., Хабиб, А., Джон, К. Т. и др. (2007). OpenSim: программное обеспечение с открытым исходным кодом для создания и анализа динамических симуляций движения. IEEE Trans. Биомед. Англ. 54, 1940–1950. DOI: 10.1109 / TBME.2007.4

    PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

    Дирманн, Н., Шумахер, Т., Шанц, С., Рашке, М. Дж., Петерсен, В., и Зантоп, Т. (2009). Вращательная нестабильность колена: внутреннее вращение большеберцовой кости при имитации теста смещения шарнира. Arch. Orthop. Травма. Surg . 129, 353–358. DOI: 10.1007 / s00402-008-0681-z

    PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

    Dürselen, L., Claes, L., and Kiefer, H. (1995). Влияние мышечных сил и внешних нагрузок на деформацию крестообразных связок. Am. J. Sports Med. 23, 129–136. DOI: 10.1177/036354659502300122

    PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

    Элиас, Дж. Дж., Кумагаи, М., Митчелл, И., Мизуно, Ю., Маттессич, С. М., Уэбб, Дж. Д. и др. (2002). Кинематические модели in vitro аналогичны для фиксированной платформы и протеза с подвижной опорой. J. Arthroplasty 17, 467–474. DOI: 10.1054 / арт.2002.31082

    PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

    Гислин, А.Г., Чивитарезе, Д., Тернбулл, Т.Л., Дорнан, Г. Дж., Фусо, Ф. А., и Лапраде, Р. Ф. (2016). Влияние бокового отрыва заднего корня мениска и мениско-бедренной связки на механику тибио-бедренного контакта. Коленная хирургия. Sports Traumatol. Arthrosc. 24, 1469–1477. DOI: 10.1007 / s00167-015-3742-1

    PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

    Гилл, Т. Дж., Дефрейт, Л. Э., Ван, К., Кэри, К. Т., Зайонц, С., Заринс, Б. и др. (2003). Биомеханический эффект реконструкции задней крестообразной связки на функцию коленного сустава.Кинематическая реакция на моделируемые мышечные нагрузки. Am. J. Sports Med. 31, 530–536. DOI: 10.1177 / 03635465030310040901

    PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

    Голдсмит, М. Т., Янссон, К. С., Смит, С. Д., Энгебретсен, Л., ЛаПрейд, Р. Ф., и Вейдикс, К. А. (2013). Биомеханическое сравнение анатомических реконструкций передней крестообразной связки с одним и двумя пучками: исследование in vitro . Am. J. Sports Med. 41, 1595–1604.DOI: 10.1177 / 0363546513487065

    PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

    Хакер, С. П., Игнатиус, А., Дюрселен, Л. (2016). Влияние тестовой установки на кинематику коленного сустава — метаанализ ротации большеберцовой кости. J. Biomech. 49, 2982–2988. DOI: 10.1016 / j.jbiomech.2016.07.025

    PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

    Heinrichs, C.H., Knierzinger, D., Stofferin, H., and Schmoelz, W. (2017).Валидация нового биомеханического испытательного стенда для коленного сустава с шестью степенями свободы. Biomed. Eng . 63, 709–717. DOI: 10.1515 / bmt-2016-0255

    PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

    Хирокава, С., Соломонов, М., Луо, З., Лу, Ю. и Д’Амброзия, Р. (1991). Сокращение мышц и контроль устойчивости колена. J. Electromyogr. Кинезиол. 1, 199–208. DOI: 10.1016 / 1050-6411 (91)

    -4

    PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

    Хофер, Дж.К., Геджо, Р., МакГарри, М. Х., и Ли, Т. К. (2011). Влияние на биомеханику тибио-бедренной кости от положения на коленях. Clin. Биомех. 26, 605–611. DOI: 10.1016 / j.clinbiomech.2011.01.016

    PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

    Киапур, А. М., Деметропулос, К. К., Киапур, А., Куатман, К. Э., Вордеман, С. К., Гоэль, В. К. и др. (2016). Деформационная реакция передней крестообразной связки на одноплоскостные и многоплоскостные нагрузки во время имитации приземлений: последствия для механизма травмы. Am. J. Sports Med. 44, 2087–2096. DOI: 10.1177 / 0363546516640499

    PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

    Кигучи, К., Фукуда, Т., Кога, Ю., Ватанабэ, Т., Терадзима, К., Хаяси, Т., и др. (1999). Разработка физиологического тренажера движения колена. ADV Robotics 13, 171–188. DOI: 10.1163 / 156855399X01071

    CrossRef Полный текст | Google Scholar

    Кумагаи, М., Мизуно, Ю., Маттессич, С. М., Элиас, Дж. Дж., Cosgarea, A.J., и Chao, E.Y. (2002). Разрыв задней крестообразной связки изменяет кинематику коленного сустава in vitro. Clin. Orthop. Relat. Res. 395, 241–248. DOI: 10.1097 / 00003086-200202000-00029

    CrossRef Полный текст | Google Scholar

    Ли, С. Дж., Аадален, К. Дж., Малавия, П., Лоренц, Э. П., Хайден, Дж. К., Фарр, Дж. И др. (2006). Механика тибиофеморального контакта после серийных медиальных менискэктомий трупного колена человека. Am. J. Sports Med. 34, 1334–1344. DOI: 10.1177 / 0363546506286786

    PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

    Ли, Г., Гилл, Т. Дж., ДеФрейт, Л. Е., Зайонц, С., Глатт, В., и Заринс, Б. (2002). Биомеханические последствия недостаточности PCL в коленном суставе при моделировании мышечной нагрузки — экспериментальное исследование in vitro . J. Orthop. Res. 20, 887–892. DOI: 10.1016 / S0736-0266 (01) 00184-X

    PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

    Ли, Г., Руди, Т. В., Сакане, М., Канамори, А., Ма, С. Б. и Ву, С. Л. Й. (1999). Важность нагрузки на четырехглавую мышцу и подколенное сухожилие для кинематики колена приводит к тому, что силы in-situ в ACL. J. Biomech. 32, 395–400. DOI: 10.1016 / S0021-9290 (98) 00181-X

    CrossRef Полный текст | Google Scholar

    Ливси, Г. А., Руди, Т. В., Ву, С. Л., Рунко, Т. Дж., Сакане, М., Ли, Г. и др. (1997). Оценка влияния суставных ограничений на распределение силы in situ в передней крестообразной связке. J. Orthop. Res. 15, 278–284. DOI: 10.1002 / jor.1100150218

    PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

    Ло, Дж., Мюллер, О., Вюншель, М., Бауэр, С., и Вюлькер, Н. (2008). Силы в передней крестообразной связке при моделировании сгибания с опорой на вес с передней и внутренней ротационной нагрузкой на большеберцовые кости. J. Biomech. 41, 1855–1861. DOI: 10.1016 / j.jbiomech.2008.04.010

    PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

    Лоренц, А., Rothstock, S., Bobrowitsch, E., Beck, A., Gruhler, G., Ipach, I., et al. (2013). Характеристика поверхности хряща по рассеиваемой энергии трения во время сгибания колена с аксиальной нагрузкой — модель овцы An in vitro . J. Biomech. 46, 1427–1432. DOI: 10.1016 / j.jbiomech.2013.03.009

    PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

    Мюллер, О., Ло, Дж., Вюншель, М., Обло, К., и Вюлькер, Н. (2009). Моделирование движений колена под нагрузкой в ​​недавно разработанном имитаторе колена in vitro. Biomedizinische Technik 54, 142–149. DOI: 10.1515 / BMT.2009.015

    PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

    О’Коннор, Дж. Д., Резерфорд, М., Беннет, Д., Хилл, Дж. К., Беверленд, Д. Э., Данн, Н. Дж. И др. (2018). Длительная нагрузка на бедро у пациентов с односторонним полным протезированием бедра не различается между конечностями или по сравнению со здоровым контролем при одинаковой скорости ходьбы. J. Biomech. 80, 8–15. DOI: 10.1016 / j.jbiomech.2018.07.033

    PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

    Омори, Г., Кога, Ю., Бехтольд, Дж. Э., Густило, Р. Б., Накабе, Н., Сасагава, К. и др. (1997). Контактное давление и трехмерное отслеживание необработанной надколенника при тотальном артропластике коленного сустава. Колено 4, 15–21. DOI: 10.1016 / S0968-0160 (96) 00230-X

    CrossRef Полный текст | Google Scholar

    Перес-Бланка, А., Эспехо-Баэна, А., Амат Трухильо, Д., Прадо Новоа, М., Эспехо-Рейна, А., Кинтеро Лопес, К. и др. (2016). Сравнительное биомеханическое исследование контактных изменений после отрыва заднего корня бокового мениска, чрескостного повторного введения и тотальной менискэктомии. Артроскопия 32, 624–633. DOI: 10.1016 / j.arthro.2015.08.040

    PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

    Пьяцца, С. Дж., И Кавана, П. Р. (2000). Измерение возврата колена в исходное положение чувствительно к ошибкам совмещения осей. J. Biomech. 33, 1029–1034. DOI: 10.1016 / S0021-9290 (00) 00056-7

    PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

    По, С. Ю., Ю, К. С., Вонг, П. Л., Кох, С. Б., Чиа, С. Л., Фук-Чонг, С. и др. (2012). Роль передней межменисковой связки в механике тибиофеморального контакта при нагрузке на осевой сустав. Колено 19, 135–139. DOI: 10.1016 / j.knee.2010.12.008

    PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

    Руди, Т. В., Ливси, Г. А., Ву, С. Л. и Фу, Ф. Х. (1996). Комбинированный роботизированный / универсальный датчик силы для определения силы связок колена на месте. J. Biomech. 29, 1357–1360.DOI: 10.1016 / 0021-9290 (96) 00056-5

    PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

    Зейтц, А. М., Любомерский, А., Фримерт, Б., Игнатиус, А., и Дюрселен, Л. (2012). Влияние частичной менискэктомии на медиальном заднем роге на механику тибио-бедренного контакта и деформации менискового кольца в коленях человека. J. Orthop. Res. 30, 934–942. DOI: 10.1002 / jor.22010

    PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

    Шапиро, С.С., и Уилк, М. Б. (1965). Анализ дисперсии теста на нормальность (полные выборки). Биометрика 52, 591–611. DOI: 10.1093 / biomet / 52.3-4.591

    CrossRef Полный текст | Google Scholar

    Шарма, Г. Б., Саеварссон, С. К., Амири, С., Монтгомери, С., Рамм, Х., Личти, Д. Д. и др. (2012). Радиологический метод измерения пателлофеморального отслеживания и кинематики большеберцовой кости до и после тотального эндопротезирования коленного сустава. Bone Joint Res. 1, 263–271. DOI: 10.1302 / 2046-3758.110.2000117

    PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

    Шумейкер, С. К., Адамс, Д., Дэниел, Д. М., и Ву, С. Л. (1993). Взаимодействие переднего крестообразного трансплантата четырехглавой мышцы — исследование кинематики сустава и натяжения трансплантата передней крестообразной связки in vitro. Clin. Orthop. Relat. Res. 294, 379–390. DOI: 10.1097 / 00003086-199309000-00054

    CrossRef Полный текст | Google Scholar

    Stukenborg-Colsman, C., Ostermeier, S., Hurschler, C., и Wirth, C.J. (2002a). Контактное напряжение тибио-бедренной кости после тотального эндопротезирования коленного сустава: сравнение конструкций вкладок с фиксированным и подвижным вкладышами. Acta Orthop. Сканд. 73, 638–646. DOI: 10.3109 / 17453670209178028

    PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

    Стукенборг-Колсман, К., Остермайер, С., Венгер, К. Х., и Вирт, К. Дж. (2002b). Относительное движение вкладки подвижного подшипника после тотального эндопротезирования коленного сустава — динамическое исследование in vitro . Clin. Биомех. 17, 49–55. DOI: 10.1016 / S0268-0033 (01) 00103-6

    PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

    Торзилли П. А., Дэн Х. Х. и Уоррен Р. Ф. (1994). Влияние сжимающей нагрузки на сустав и силы четырехглавой мышцы на движение колена в неповрежденном колене и колене с разрезом передней крестообразной связки. Am. J. Sports Med. 22, 105–112. DOI: 10.1177 / 036354659402200117

    PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

    Урабе, Ю., Кобаяси, Р., Сумида, С., Танака, К., Йошида, Н., Нишиваки, Г.А., и др. (2005). Электромиографический анализ колена при прыжке с места у спортсменов-мужчин и женщин. Колено 12, 129–134. DOI: 10.1016 / j.knee.2004.05.002

    PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

    Виктор, Дж., Вонг, П., Витвроу, Э., Слотен, Дж. В., и Беллеманс, Дж. (2009). Насколько изометричны медиальная пателлофеморальная, поверхностная медиальная коллатеральные и боковые коллатеральные связки колена? Am.J. Sports Med. 37, 2028–2036. DOI: 10.1177 / 0363546509337407

    PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

    Витроу, Т. Дж., Хьюстон, Л. Дж., Войтис, Э. М., и Эштон-Миллер, Дж. А. (2006). Влияние импульсного вальгусного момента колена на относительную деформацию ПКС in vitro во время имитации приземления в прыжке. Clin. Биомех. 21, 977–983. DOI: 10.1016 / j.clinbiomech.2006.05.001

    PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

    Вольтринг, Х.Дж. (1991). Изображение и расчет трехмерного движения сустава. Hum. Mov. Sci. 10, 603–616. DOI: 10.1016 / 0167-9457 (91)

    -3

    CrossRef Полный текст | Google Scholar

    Задпур А.А., Никоян А.А. (2011). Связь между стрессовыми переломами нижних конечностей и силой реакции опоры: систематический обзор. Clin. Биомех. 26, 23–28. DOI: 10.1016 / j.clinbiomech.2010.08.005

    PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

    Оптимизация реабилитации бедра с помощью компьютерного моделирования

    Мышечная слабость — частое последствие хронических состояний и острых травм, требующих ортопедической помощи.В некоторых случаях тендинит возникает в мышцах, которые призваны компенсировать слабость других мышц. Для бедра это не исключение. В частности, после травмы бедра часто наблюдаются слабость средней ягодичной мышцы и тендинит подвздошно-поясничной мышцы. Средняя ягодичная мышца расширяет бедро, подобно большой ягодичной мышце, но, что более важно, она также является основной мышцей, отводящей бедро, другими словами, отводящей ногу от тела. Во время ходьбы эта мышца важна для поддержания правильного наклона таза относительно ноги.Подвздошно-поясничная мышца, с другой стороны, сгибает бедро, например, в маршевом движении. При реабилитации после травмы или ремонта бедра отведение ноги стоя может помочь укрепить среднюю ягодичную мышцу. Задача состоит в том, чтобы спланировать упражнение так, чтобы большие нагрузки не приходились на тазобедренный сустав и подвздошно-поясничную мышцу.

    Мы провели исследование, чтобы выяснить, может ли скольжение пятки о стену во время упражнения снизить силу в подвздошно-поясничной мышце и не увеличить нагрузку на травмированный или восстановленный тазобедренный сустав.Идея состоит в том, что скольжение по стенке побуждает пациентов сокращать мышцы разгибания бедра (ягодичные мышцы и подколенные сухожилия) и расслаблять мышцы-сгибатели бедра (подвздошно-поясничные мышцы). Для этого исследования мы использовали компьютерную модель, опорно-двигательный аппарат организма. Компьютерные модели — отличные инструменты для того, чтобы задавать вопросы типа «что, если» и исследовать идеи до того, как будут разработаны более дорогостоящие эксперименты. Компьютерная модель содержит все основные и второстепенные мышцы тазобедренного сустава. В ходе анализа нагрузки на мышцы и суставы рассчитывались для двух условий: (1) только отведение ноги и (2) отведение ноги с пяткой в ​​легком контакте со стеной.

    Результаты компьютерного моделирования показали, что скольжение пяткой о стену имело желаемый эффект, что сила подвздошно-поясничной мышцы упала до уровня, характерного для спокойного стояния. Фактически, скольжение по стене генерирует более высокие силы средней ягодичной мышцы, что может способствовать укрепляющему эффекту упражнения. Эти преимущества были достигнуты без увеличения нагрузки на тазобедренный сустав. Общая нагрузка на суставы при отведении со скольжением по стене и без него была примерно одинаковой и лишь немного выше, чем при спокойном стоянии.

    В заключение можно сказать, что скольжение по стене — хорошая идея при использовании отведения ног для укрепления средней ягодичной мышцы и реабилитации бедра. Скольжение по стене снижает силу в подвздошно-поясничной мышце, подверженной тендиниту, сохраняя при этом нагрузки на суставы примерно такими же, как при обычном отведении и спокойном стоянии.

    Керамика | Бесплатный полнотекстовый | Влияние кинематических условий и вариаций расположения компонентов на интенсивность краевой нагрузки и износа керамических подшипников бедра

    1.Введение

    Согласно исследованиям на симуляторе тазобедренного сустава, при стандартных условиях ходьбы была обнаружена низкая скорость износа протезов тазобедренного сустава керамика-керамика, несмотря на различия в скорости износа и наличие полос изнашивания, наблюдаемых при клинических исследованиях [1,2,3]. Считается, что такие формы износа полосок вызваны высокими контактными напряжениями, возникающими между головкой бедренной кости и краем вертлужной чашки в результате прямой краевой нагрузки [1,4,5,6,7]. В исследованиях на симуляторе in vitro было показано, что для подшипников керамика-керамика большой угол наклона чашки сам по себе не приводит к износу полосы [8].Только тогда, когда Nevelos et al. в цикл моделирования были введены микросепарация и краевая нагрузка, что позволило получить картину износа полосы, повышенную скорость износа и бимодальное распределение частиц, таким образом воспроизводя клиническую скорость износа, структуру износа и частицы износа [9,10,11]. Клинически отделение головы от чашки наблюдалось с помощью рентгеноскопии во время различных действий пациента, включая цикл ходьбы [12]. Динамическое разделение можно определить как расстояние между головкой бедренной кости и центрами, несущими чашечки актебулярной кости, во время ходьбы.Важно отметить, что фактически нет потери контакта между головкой бедренной кости и актеабулярной чашкой. Динамическое разделение и прямая краевая нагрузка (в отличие от непрямой краевой нагрузки, т. Е. После удара) могут быть вызваны многими факторами, включая расположение имплантата, конструкцию имплантата, изменения устройства с течением времени, хирургические вариации и вариации пациентов [8,10 , 13,14,15,16,17,18,19]. Варианты позиционирования имплантата включают вращательное позиционирование по трем анатомическим осям и поступательное позиционирование по трем анатомическим осям.В частности, вращательное позиционирование вертлужной впадины можно описать как наклон чашки (вращение вокруг передне-задней оси (AP)), версию (вращение вокруг верхней-нижней (SI) оси) и наклон (вращение вокруг медиально-латеральной ( ML) ось). Поступательное положение головки бедренной кости и вертлужной впадины можно определить как положение центров вращения вертлужной впадины и головки бедренной кости относительно друг друга вдоль медиально-боковой, передне-задней и / или верхней-нижней осей. .Несоответствие между центрами головки бедренной кости и вертлужной впадины в симуляторе необходимо для воспроизведения динамического разделения, наблюдаемого in vivo [10]. Оригинальные исследования моделирования бедра, проведенные в Лидсе, зафиксировали уровень динамического разделения вдоль медиально-латеральной оси в качестве входного параметра для получения износа полосы, который, по сути, предопределил уровень серьезности. Эта оригинальная методика получила название «микросепарация». Совсем недавно различные уровни несоответствия медиально-латерального трансляционного позиционирования использовались в качестве входных данных, что приводило к различным уровням динамического разделения (которые могут быть больше, чем первоначально определенный уровень 0.5 мм микрозащиты), и, следовательно, возникновение и серьезность краевой нагрузки [20]. В этом новом подходе уровень разделения (серьезность краевой нагрузки) является выходом системы. Этот подход означает, что можно изучить влияние таких факторов, как конструкция, диаметр головки, угол охвата и т. Д., На уровень динамического разделения и серьезность краевой нагрузки и, следовательно, износа. Этот двухэтапный подход к определению биомеханических результатов динамического разделения и тяжести краевой нагрузки (первый этап) и износа (второй этап) был недавно описан O’Dwyer Lancaster – Jones et al.[20]. Это позволяет оценить большое количество биомеханических условий, информируя об условиях последующих исследований износа. Конструкция и сложность симуляторов тазобедренного сустава и выбор входных параметров варьировались [21,22]. Движения и нагрузки в тазобедренном суставе обычно прикладывались с помощью электромеханических, гидравлических или пневматических систем. Обе оси (сгибание / разгибание и внутреннее / внешнее вращение) и три оси (сгибание / разгибание, внутреннее / внешнее вращение и отведение / приведение) условий вращения использовались для экспериментальных исследований на симуляторе тазобедренного сустава для получения клинически значимых путей эллиптического контактного износа между подшипники во время ходьбы [23,24].Международный стандарт ISO 14242-1 [25] описывает три оси вращения для имитации полного диапазона физиологического движения на основе стандартного цикла ходьбы. В прошлом нередко моделирование стандартного цикла ходьбы для двух осей профилей вращения использовалось с увеличенными величинами угловых смещений сгибания / разгибания и фазирования для имитации эквивалента трех осей вращения и компенсации отсутствие движения отведения / приведения [24].Эффекты этих двух различных подходов к моделированию теперь исследуются в сочетании с последними достижениями в подходе к моделированию динамического разделения и краевой нагрузки.

    Целью данного исследования было:

    • Изучить возникновение и серьезность краевой нагрузки и динамического разделения при различных уровнях медиально-латерального трансляционного несоответствия при стандартном и крутом углах наклона чашки (биомеханическое исследование) при двух осях вращения. условия моделирования (без абдукции / приведения) и условия симуляции трех осей вращения (с абдукцией / приведением) с различными профилями нагрузки.

    • Определение износа керамико-керамических подшипников в условиях краевого нагружения при стандартном и крутом углах наклона чашки (исследование износа), в условиях моделирования вращения по двум осям (без абдукции / присоединения) и в условиях моделирования вращения по трем осям (с отведением / приведением и разными профилями нагрузки).

    2. Материалы и методы

    Керамика на керамике (BIOLOX ® delta) Заменяемые бедренные подшипники диаметром 36 мм (PINNACLE ® , DePuy Synthes Joint Reconstruction, Лидс, Великобритания) с номинальным диаметральным зазором 100 микрометров, были исследованы с использованием электромеханического симулятора тазобедренного сустава (ProSim EM13, Simulation Solutions, Stockport, UK) [26] (Рисунок 1).Головку бедренной кости помещали на вертикальную втулку с конусом 12/14, а вертлужную чашку запрессовывали в металлическую оболочку (PINNACLE ® , DePuy Synthes Joint Reconstruction, Лидс, Великобритания). В ProSim EM13 все угловые вращения (сгибание / разгибание, приведение / отведение и внутреннее / внешнее вращение) применялись к головке бедренной кости, а осевая нагрузка осуществлялась через чашку. Это исследование состояло из двух частей. Первая часть состояла из биомеханических исследований для изучения величины динамического разделения, максимальной нагрузки на обод при 0.1 мм динамического разделения и серьезность краевой нагрузки при различных уровнях трансляционного несоответствия при углах наклона чашки, эквивалентных 45 ° и 65 ° in vivo [27,28]. Угол наклона чашки 45 ° в настоящее время считается целевым углом наклона во время операции, тогда как угол 65 ° считается углом крутого наклона чашки. После биомеханических исследований вторая часть исследования включала определение износа и характера износа полос керамических подшипников с несоответствием медиально-латерального поступательного перемещения 4 мм при углах наклона чашки 45 ° и 65 °.Для биомеханического исследования были использованы шесть керамических подшипников (часть 1). Три оси (Рисунок 2a) и две оси (Рисунок 2b) условий вращения [24,25] с несоответствием поступательного движения 0, 1, 2, 3 и 4 мм применялись между центрами опоры головки и чашки для чашек, наклоненных под углом 45 °. (n = 3) и 65 ° (n = 3). Нулевое рассогласование представляет собой стандартные концентрические условия, которые включают смещение из-за радиального зазора между головкой бедренной кости и вертлужной чашкой в ​​условиях осевой нагрузки (рис. 3а).Две оси входных условий вращения включали внутреннее / внешнее вращение в противофазе с профилем сгибания / разгибания и увеличенный диапазон движения, чтобы компенсировать отсутствие движения отведения / приведения. Условие ввода трех осей вращения использовало условия, описанные в международном стандарте ISO 14242-1 [25], который включал движение отведения / приведения.

    Для исследований износа использовались 24 подшипника керамика-керамика диаметром 36 мм (часть 2). Условия двух осей вращения при углах наклона чашки 45 ° (n = 6) и 65 ° (n = 6) с поступательным несоответствием 4 мм применялись для трех миллионов циклов.Условия вращения по трем осям при углах наклона чашки 45 ° (n = 6) и 65 ° (n = 6) с трансляционным несоответствием 4 мм применялись для трех миллионов циклов.

    Медиально-латеральное трансляционное несоответствие было установлено путем смещения чашки медиально от головки бедренной кости для получения необходимого уровня несоответствия (рис. 3b). Медиально-боковую пружину устанавливали на свободную длину при требуемом уровне несоответствия трансляции (0, 1, 2, 3 или 4 мм). Центр вращения был зафиксирован для головки бедренной кости, и чашке позволяли перемещаться вдоль медиально-латеральной (и передне-задней) оси.Пружина с жесткостью пружины 100 Н / мм использовалась для приложения медиально-латеральной нагрузки, что согласуется с предыдущими исследованиями [10,20]. Головка и чашка были концентрическими, когда пружина была полностью сжата (рис. 3c). Разделение между головкой и чашкой (рис. 3d) произошло до, во время и после фазы качания, когда осевая нагрузка была достаточно низкой, чтобы позволить головке и чашке разделиться. Датчики линейного переменного смещения (LVDT) использовались для определения несоответствия поступательного движения между опорными центрами и для измерения медиально-латерального динамического разделения во время цикла ходьбы.Шестиосевой датчик нагрузки над каждой чашкой (рис. 1) измерял выходную осевую силу и средне-поперечную силу.

    В качестве лубриканта использовалась 25% сыворотка новорожденного теленка с добавлением 0,03% азида натрия для минимизации роста бактерий. Для исследований моделирования износа сыворотку меняли примерно каждые 330 000 циклов.

    Для биомеханических исследований симулятор был запущен в течение 500 циклов с частотой 1 Гц, с 128 точками данных, записанными в течение каждого цикла. Тяжесть краевой нагрузки определялась путем расчета площади под кривыми осевой силы и медиально-латеральной силы во время краевой нагрузки из-за динамического разделения, как обсуждалось в предыдущем исследовании [20].Нагрузку на обод в условиях краевой нагрузки определяли, когда относительное медиально-боковое смещение между головкой и центром вращения чашки составляло 0,1 мм.

    Гравиметрические и геометрические измерения проводились с интервалом в один миллион циклов. В каждом интервале измерений компоненты извлекались из симуляторов и очищались в соответствии со стандартной рабочей процедурой. Гравиметрический износ определялся с помощью микровесов (аналитические весы Mettler Toledo XP205, Грайфензее, Швейцария) с точностью отсчета 0.01 мг. Изменение массы было преобразовано в объемный износ с использованием плотности 4,37 × 10 −3 г / мм 3 для BIOLOX ® delta. Геометрические измерения проводились на координатно-измерительной машине (Legex 322, Mitutoyo, Япония). Программа Redlux (Саутгемптон, Великобритания) была использована для построения трехмерной карты поверхностей вертлужной впадины и головки бедренной кости. Были определены средние значения и 95% доверительный интервал, и для статистического анализа скоростей износа был использован двухфакторный дисперсионный анализ (ANOVA) (две переменные — угол наклона и количество осей вращения) с уровнями значимости, взятыми при p <0.05.

    Данные, связанные с этой статьей, находятся в открытом доступе в хранилище данных Университета Лидса [29].

    3. Результаты

    Показано медиально-латеральное динамическое разделение между центрами вращения головки и чашки при двух осях и трех осях вращения с 1, 2, 3 и 4 мм поступательными рассогласованиями при углах наклона чашки 45 ° и 65 °. на рисунке 4. Никакого динамического разделения при нулевом рассогласовании не наблюдалось. Аналогичные значения динамического отрыва наблюдались при двух и трех осях вращения.Величина динамического разделения увеличивалась по мере увеличения уровня медиально-латерального трансляционного несоответствия с 1 мм до 4 мм. Наибольшая величина динамического разделения во время ходьбы произошла при несоответствии поступательного движения 4 мм при угле наклона чашки 65 °. В условиях двух осей вращения динамическое разделение было больше при угле наклона чашки 65 ° по сравнению с 45 ° при 1, 2, 3 и 4 мм условиях поступательного рассогласования. Это было то же самое для трех осей условий вращения, за исключением 1 мм поступательного несоответствия, где аналогичное динамическое разделение наблюдалось при обоих углах наклона чашки (рис. 4).Нагрузка на обод, измеренная, когда расстояние между головкой и чашкой достигало 0,1 мм после удара пяткой в ​​условиях вращения по двум осям и трем осям с несоответствием поступательного движения 1, 2, 3 и 4 мм при наклоне чашки 45 ° и 65 °. углов, показано на рисунке 5. Более высокие средние нагрузки на обод наблюдались для керамических подшипников по трем осям по сравнению с двумя осями вращения. Нагрузка на обод увеличивалась по мере увеличения уровней поступательного несоответствия как при двух, так и при трех осях вращения.Наивысшее измеренное среднее значение было при несовпадении 4 мм с условием угла наклона чашки 65 °. Наименьшие нагрузки на обод произошли при несоответствии поступательного движения 1 мм при углах наклона чашки 45 ° и 65 °. Нагрузки на обод из-за динамического разделения не наблюдались в условиях нулевого поступательного несоответствия. Тяжесть краевой нагрузки в условиях двух осей и трех осей вращения с 1, 2, 3 и 4 мм поступательного несоответствия при углах наклона чашки 45 и 65 показан на рисунке 6. Из-за динамического разделения увеличилась серьезность краевой нагрузки, поскольку увеличилось поступательное несоответствие между головкой и чашкой.Наибольшая серьезность краевой нагрузки возникла при 4 мм несоответствии поступательного движения при угле наклона чашки 65 °. Тяжесть краевой нагрузки была одинаковой в условиях вращения по двум осям и по трем осям. По результатам биомеханических исследований скорость износа керамических подшипников была определена в условиях краевой нагрузки с 4-миллиметровым медиально-боковым поступательным рассогласованием для обоих. Углы наклона чашки 45 ° и 65 ° (Рисунок 7). Значимой разницы между средней интенсивностью износа в условиях двух и трех осей вращения не наблюдалось (p = 0.50, двухфакторный дисперсионный анализ). Наблюдалось значительное увеличение скорости износа при угле наклона чашки 65 ° по сравнению с углом наклона чашки 45 ° (наблюдались картины износа pStripe на головках бедренной кости в условиях краевой нагрузки (Рисунок 8). Максимальная глубина проникновения износа на В области полосы износа наблюдались головки.Рисунки полос износа, сформированные в условиях двух осей вращения, отличались от тех, которые были сформированы в условиях трех осей вращения, с большей частью « двухзубчатой ​​» формы полосы, наблюдаемой под тремя осями состояния вращения.Более крутой угол наклона чашки в 65 ° привел к образованию полосы износа на головке бедренной кости, которая была расположена лучше по сравнению с полосой износа чашки с углом наклона чашки 45 °.

    4. Обсуждение

    Целью данного исследования было изучить влияние входной кинематики и изменений в расположении компонентов на серьезность краевой нагрузки и износ керамических керамических подшипников бедра на электромеханическом симуляторе тазобедренного сустава.

    Как три оси, так и две оси условий входа вращения (рис. 2) привели к аналогичному максимальному динамическому разделению во время ходьбы при 2, 3 и 4 мм медиально-латерального трансляционного несоответствия.Применение трех осей вращения привело к более высоким нагрузкам на обод во время нагружения кромок на расстоянии 0,1 мм по сравнению с нагрузками на обод, когда применялись условия вращения по двум осям. Ожидается, что различия в скорости нагружения и профиле между двумя условиями (рис. 2) способствовали разным нагрузкам на обод на расстоянии 0,1 мм. Нагрузка при измерении обода показала увеличение при более высоких уровнях медиально-латерального трансляционного несоответствия, однако для более широкой оценки краевой нагрузки также принималась во внимание серьезность краевой нагрузки в течение всего цикла.При измерении силы краевой нагрузки на протяжении всего цикла ходьбы аналогичные результаты наблюдались при применении двух и трех осей условий вращения. Между двумя входными условиями не было значительных различий в скорости износа. Тем не менее, наблюдалась разница в картине износа полосок на головке бедренной кости (рис. 8), которая, по-видимому, имела более «двухзубчатую» форму полосы в условиях трех осей вращения. Подобное динамическое разделение, серьезность краевой нагрузки и износа, но при этом разница в осевой нагрузке на обод, указывает на то, что отдача осевой нагрузки на обод может иметь ограниченную полезность.Эти результаты показывают, что в целом входные профили либо по двум осям, либо по трем осям, показанные на рис. 2, одинаково пригодны для обеспечения подходящего метода доклинических испытаний для оценки возникновения и серьезности краевой нагрузки и износа в условиях краевой нагрузки. Тем не менее, необходимо учитывать возросшую сложность моделирования по трем осям, хотя и более точно воспроизводящего физиологическую биомеханику суставов и условия in vivo. Это исследование показало более высокие уровни динамического разделения, осевой нагрузки на ободе, серьезность краевой нагрузки и износа по мере увеличения наклона чашки и медиально-латерального трансляционного несоответствия, что согласуется с предыдущим исследованием [20].Более высокие нагрузки на обод и серьезность краевой нагрузки при более высоких уровнях несоответствия коррелируют с повышенной скоростью износа, демонстрируя преимущества недавно описанного двухэтапного подхода, используемого для изучения механики замены тазобедренного сустава в различных условиях. С помощью биомеханической стадии можно исследовать возникновение и серьезность краевой нагрузки до того, как будет проведено моделирование износа для оценки трибологических характеристик заменяемых подшипников бедра. Об аналогичной скорости износа при угле наклона чашки 45 ° и трансляционном несоответствии 4 мм сообщалось в предыдущем исследовании для керамических подшипников того же размера и типа (0.3 мм 3 / миллион циклов, по сравнению с 0,21 мм 3 / миллион циклов в этом исследовании в условиях двух осей вращения) [20]. Однако в том же предыдущем исследовании сообщалось о более высоком износе и серьезности краевой нагрузки при угле наклона чашки 65 ° и несоответствии поступательного движения 4 мм (1 мм 3 / миллион циклов по сравнению с 0,37 мм 3 / миллион циклов в это исследование в условиях двух осей вращения) [20]. Различия в конструкции и механике симулятора могли повлиять на разницу в степени нагрузки на кромку и скорости износа между двумя исследованиями.Предыдущее исследование было выполнено с использованием физиологического анатомического симулятора тазобедренного сустава Leeds II, который представляет собой гидравлический симулятор, который имеет две оси условий вращения и использует те же входные профили, что и две оси условий вращения, описанные в этом исследовании (рис. 2b). Тем не менее, это демонстрирует, как подход к установке медиально-латерального трансляционного несоответствия может быть воспроизведен в различных конструкциях симуляторов тазобедренного сустава. Кроме того, этот подход позволяет четко дифференцировать характеристики износа керамических подшипников.Важно отметить, что при разработке нового продукта и нормативном тестировании моделирование будет использоваться в сравнительном подходе к существующему предикатному устройству с историей болезни, и не следует сравнивать результаты различных устройств с помощью разных методов моделирования. Подшипники керамика-керамика, наблюдаемые в этом исследовании и в предыдущих исследованиях, являются низкими ( 3 / миллион циклов), существует потребность в замене тазобедренного сустава для работы в широком диапазоне условий у более молодых и более активных пациентов в течение более длительного периода.Кроме того, поскольку большинство современных композитных подшипников «керамика-керамика» изготавливаются на основе диоксида циркония, гидротермическое старение диоксида циркония может стать проблемой в долгосрочной перспективе [30,31]. Следовательно, в будущих исследованиях следует учитывать более широкий спектр параметров, включая влияние старения, а также вариации угла версии и вариации передне-заднего трансляционного позиционирования (дефицит передне-заднего смещения). Считается, что эти последние два фактора клинически различаются, и они также могут повлиять на долгосрочный успех замены тазобедренного сустава в будущем.

    Симулятор бедра помогает контролировать потерю костной массы

    Watertown, MA — Возможно, треть из примерно 300000 замен тазобедренного сустава, выполняемых в США каждый год, подрывается из-за состояния, называемого перипротезным остеолизом. Он развивается, когда иммунная система организма пытается уничтожить мелкие инородные частицы, сошедшие с протезного сустава, путем нормального ношения полиэтиленовой вертлужной впадины. Чашка удерживает шарик из кобальт-хромовой стали протеза.Эрозия кости у мяча, вызванная иммунной системой организма, повреждает сустав, что требует дальнейшего хирургического вмешательства.

    Доктор Уильям Харрис, заведующий отделением ортопедической хирургии в Массачусетской больнице общего профиля в Бостоне, попросил Advanced Mechanical Technology Inc. (AMTI) спроектировать и построить машину, которая точно имитирует условия, с которыми сталкивается протез в человеческом теле.(AMTI является дочерней компанией Массачусетского технологического института, где президент компании Уолтер Синиута читал курсы по трению и износу.) Харрис также разрабатывает протезы, и он считал, что эта машина может помочь дизайнерам лучше понять износ и скорректировать дизайн. протеза, чтобы минимизировать износ.

    Аппарат Dr.Харрис хотел иметь возможность моделировать движения, нагрузки и температуры, испытываемые протезом во время прогулки или бега пациента. Правильная симуляция требует помещения сустава в жидкость, которая имитирует смазку суставов организма, называемую синовиальной жидкостью, с ее кровью и белками.

    Работая с доктором Харрисом и его коллегами из лаборатории ортопедической биомеханики в Массачусетсе, компания AMTI в начале 1992 года разработала однопозиционный аппарат и проверила его в течение пяти миллионов циклов.Удовлетворенный результатами, доктор Харрис попросил AMTI увеличить количество станций до 12.

    Тренажер AMTI-Boston имеет 12 идентичных станций, расположенных в два ряда по шесть штук. Каждая станция оснащена датчиками веса, которые позволяют системе непрерывно получать данные о силе и перемещении по трем осям. Две термопары на каждой станции контролируют температуру.Есть 96 аналоговых выходов со станций (72 нагрузки и 24 температуры), собранные системой сбора данных. Нагревательные элементы под верхней пластиной машины поддерживают температуру в каждом протезе около 37 ° C.

    «Кинематика системы очень похожа на кинематику человеческого цикла ходьбы», — говорит Синюта. «Вертлужная чаша устанавливается в вертикальном положении и подвергается сгибанию на 28 градусов и отведению на 10 градусов — повороту тазобедренного сустава наружу в сторону тела.»

    В каждом из дюжины тестируемых протезов головка бедренной кости блока прикладывает совместную реактивную силу через стойку, прикрепленную к гидравлическому цилиндру. Все 12 цилиндров имеют общий коллектор, обеспечивая одинаковое давление на входе и нагрузку на каждый цилиндр.

    Тензодатчики выдерживают нагрузки до 1000 фунтов и обеспечивают шесть выходных сигналов — по три силы и момента (Fx, Fy, Fz, Mx, My, Mz).В них используется прецизионный цилиндрический элемент для изоляции и измерения приложенных сил и моментов, тензодатчики и усилители с высоким коэффициентом усиления для усиления сигналов.

    Данные от тензодатчиков собираются главным компьютером на базе 486. В свою очередь, компьютер использует микроконтроллер 80C166 с тактовой частотой 80 МГц для обеспечения непрерывных сигналов, управляющих механическими приводами системы.Оператор может запрограммировать любую желаемую форму волны в систему, включая кривую типа Пола, которая имитирует движения тазобедренного сустава, когда пользователь делает шаг.

    Каждая станция имеет камеру, которая защищает сочленяющиеся компоненты. Камера закрывается стерильным пакетом для внутривенного введения физиологического раствора. Каждая камера включает одно входное и одно выходное отверстие для циркуляции смазки, омывающей компоненты протеза.

    Комментировать

    Ваш адрес email не будет опубликован. Обязательные поля помечены *