Ортопедия доктора Зазирного

Центр ортопедии, травматологии и спортивной медицины Клинической больницы «Феофания»

+38 067 756-32-47

Личный номер телефона
звонить в рабочее время

Киев, ул. Академика Заболотного, 21, корпус №1

Ортопедия доктора Зазирного

Центр ортопедии, травматологии и спортивной медицины Клинической больницы «Феофания»

+38 067 756-32-47
Киев, ул. Академика Заболотного, 21, корпус №1

Биомеханика коленного сустава с точки зрения имплантации эндопротеза

И. М. Зазирный.

Ортопедо-травматологическое отделение клинической больницы «Феофания» (главный врач — З.Н.Мытнык)

ВВЕДЕНИЕ.

Коленный сустав является самым напряженным и биомеханически самым сложным суставом, поэтому для выбора правильного способа лечения важно подробно знать все параметры его суставного соединения и соответствующие изменение этих параметров в процессе движения (Postel J.M., 1997).

Результаты долгосрочных исследований показывают, что замена коленного сустава главным образом зависит от того, как имплантат и техника его введения компенсируют нормальную анатомию и биомеханику настоящего суставного соединения (Rybka V., 1979). Отклонения от этих условий, вызванные плохой центровкой протеза, неанатомическим сдвигом, плохо подобранным размером или плохой посадкой протеза являются главными причинами послеоперационного ограничения движения или ослабления имплантата. Имплантат должен также соответствовать основному ортопедическому принципу — сохранению максимального количества костного материала, т. е. минимальную резекцию, а также полную сохранность неповрежденных связок.

При выборе конструкции имплантата мы прежде всего должны знать нормальную функцию нормального сустава. Поэтому с технической точки зрения нас должны интересовать такие дисциплины как кинематика, статика, динамика. Знание основных данных из перечисленных дисциплин помогут осознать конструкцию имплантата и технологию эндопротезирования сустава.

КИНЕМАТИКА.

Неконцентрическое искривление мыщелка бедренной кости (БК) соотносится с плоскостью мыщелков большеберцовой кости и это вместе с функциональным влиянием соединительного аппарата делает возможным более или менее ограниченные движения коленною сустава во всех трех осях равнозначной системы, включая ротацию. Речь идет о релятивном движении в паре БК — большеберцовая кость (ББК). С точки зрения функции коленного сустава (КС) наибольшее значение и амплитуду имеют ротационные движения. Наибольшая ротация (сгибание) КС проходит вокруг оси Х, что представляют собой основное движение и достигает 1600 и более. Дальнейший вид ротации происходит вокруг оси У, которая проходит посредине БК и ее амплитуда колеблется примерно в пределах 250. Она реализуется при сгибании голени в результате неодинакового искривления мыщелков БК. Последний вид ротации происходит вокруг оси Z. Он незначительный и достигает нескольких градусов. При обычном движении в КС он реализуется при достижении конечных положений, сгибания и разгибания (Putz R.,1995). Отдельные виды ротации представлены на рис. 1.

Однако в КС происходят также выдвижные (трансляционные) движения по отдельным осям. В направлении оси Z — это вентродорзальное движение (переднее-заднее), которое имеет наибольшую амплитуду и обоснованность при наступлении оптимального положения мыщелков БК при сгибании. Дальнейшие два движения — медиально-латеральное, проходящее по оси Х и вертикальное, проходящее по оси У, в целом — незначительны. ( Рис. 2) (Escamilla R.F. et al., 1998).

Проведенный анализ функции КС показывает отдельные возможности движений, причем естественное движение КС на определенных фазах и при различных функциях включает в себя большее или меньшее количество основных движений. КС представляет собой анатомическую структуру состоящую из комбинации активных мышц, пассивных связок и хрящей, которые обеспечивают ее стабилизацию во всех трех плоскостях. Стабильность в сагитальной плоскости обеспечивается преимущественно функцией крестообразных связок и антагонистической деятельностью сгибателей и разгибателей голени. Стабильность во фронтальной плоскости обеспечивается, главным образом, за счет активных и пассивных элементов на медиальной и латеральной поверхностях КС. (Takahashi T., et al., 1997).

В настоящее время еще не до конца исследовано значение и механические функции некоторых анатомических структур этой системы. Особенно это касается внутрисуставных структур и их поведение в реальных условиях. Ввиду того, что плоскость движения голени имеет преимущественный характер и при аппроксимативном решении третий размер движения голени незначителен, это движение прослеживалось главным образом в фронтальной плоскости.

Этой проблематикой занимался целый ряд авторов, прежде всего внимание было направлено на определение формы мыщелков БК и ББК и составление кривой мгновенных центров в зависимости от угла сгибания.

Эти данные являются важными для оптимизации конструкции имплантатов и их размещения, т. к. несоблюдение основных законов повлияет на направление связочного аппарата, контактную бедренно-надколенниковую силу, растяжение кожи и на моментальные действия мышц. Полученные данные в значительной степени зависят от способа исследования и в некоторых случаях значительно расходятся.

Одной из возможностей исследования кинематики коленного сустава является аппликация крестообразного четырёхсуставного механизма (Menschik А., 1974).

Главные части четырёхугольника (рис. 3) — крепления крестообразных связок.

Длина и места крепления этих связок имеют решающие значения в механизме коленного сустава и тесно связаны с формой суставных поверхностей.

Суставные плоскости БК возникают как оберточные плоскости суставных поверхностей ББК, движения которых определено механикой крестообразного четырёхугольника. Далее Menschik утверждает, что взаимное расположение БК при полном разгибании дает угол, который образует крыша fossa intercondyllica с диафизом бедра. У человека этот угол составляет 400. При полном разгибании КС передняя крестообразная связка проходит параллельно этой крыше, а при полном сгибании — задняя крестообразная связка. Таким образом, увеличение этого угла приводит к увеличению переразгибания и уменьшению амплитуды сгибания и наоборот.

Как показывают некоторые исследования, эта кинематическая субституция подходит не только для вывода формы соприкасающихся плоскостей в средней части амплитуды суставной подвижности, а также для объяснения функции крестообразных связок в лимитирующих позициях, когда связки выполняют роль механических » башмачков» (Valenta, 1985).

Если выходить из предположения, что связки не могут находиться длительное время под воздействием нагрузки, чтобы не произошла адаптация, например, изменения длины, то можно вывести, исходя из принципа поведения запасного четырехсуставного механизма, ряд важных кинематических характеристик (включая положения мгновенных центров вращения). Для формы артикулирующих плоскостей является характерной кривизна мыщелков бедра, возрастающая в передне-заднем направлении, с меньшей степени кривизной наружного мыщелка. Условия величины кривизны выражены приблизительно в соотношением 9 / 5 между передней и задней частью контурной кривой мыщелков. Относительно данного способа исследования кинематики коленного сустава свое мнение высказали McLeans S.G. et al. (1998) — полученные результаты в значительной степени неточны, потому что крестообразные связки в процессе движения меняют свою Длину (взаимно наматываются и разматываются) и, таким образом, основательно влияют на бедренно-большеберцовое движение КС в сагиттальной плоскости.

Walker Р. (1978) проводит исследования мгновенных центров ротации при помощи рентгеновских снимков, сделанных в сагиттальной плоскости в определенных фиксированных положениях сгибания КС. Здесь нужно обратить внимание на то, что кривая мгновенных центров ротации является пространственной кривой и её проекция в трансверзальной (поперечной) плоскости получена на основе мгновенного положения переднего бедренного отростка и осей внутренней и внешней ротации в ходе движения КС от переразгибания до 1200 сгибания с интервалом 150.

Общий поперечный поворот КС в ходе сгибания от переразгибания до 1200 составляет около 390, причём в интервале переразгибания — 00 поворот составляет 100, в интервале 00-150 также 100, а в интервале 150-300 составляет 90.

Из этого следует, что кривая мгновенных центров ротации, полученная при помощи рентгеновских снимков, является проекцией пространственной кривой на определенную (избранную) сагиттальную плоскость.

С приведенной конструкции следует, что кривая мгновенных центров ротации в интервале 00-300 сгибания поднимается вверх, а между 300-900 сгибания опускается и Скользит опять вперед.

С точки зрения кинематики коленного сустава является важным установлением точки бедренно-большеберцового контакта (ТБББК). Изучением перемещения ТБББК по суставной поверхности мыщелков ББК в зависимости от угла сгибания КС занимался R. Nisell (1985).

Движение ТБББК по суставной поверхности мыщелков ББК (рис. 4) он прослеживал по рентгеновским снимкам, сделанным на латеральной (внешней) стороне КС.

Результаты были представлены в виде диаграммы, где на горизонтальной оси был показан угол сгибания КС, а на вертикальной оси — расстояние в процентах, причём передний край суставной поверхности мыщелков ББК составляет 100%. Применив диаграмму к обычной ежедневной функции коленного сустава, он выяснил, что при наиболее употребляемой амплитуде движения, т. е. 00-300 сгибания КС, ТБББК перемещается в пределах 50% — 80% сагиттальной длины суставной поверхности мыщелков ББК. С увеличением угла сгибания ТБББК постепенно перемещается в заднюю часть суставной поверхности мыщелков ББК. Это перемещение составляет при сгибании 1200 приблизительно 20 мм, что составляет приблизительно 40% сагиттальной длины суставной поверхности мыщелков ББК. Перемещение ТБББК во время сгибания КС очень важно с физиологической точки зрения, потому что позволяет постоянную адаптацию поверхностей мыщелков.

СТАТИКА.

Дальнейшим этапом исследования функции КС является анализ сил и мгновенных воздействий. Знание соотношений сил очень важно для понимания крепления имплантатов на кость. Для установления активной и пассивной опорной нагрузок Walker P. S. (1985) провел аппроксимированный расклад сил при ходьбе в момент опоры на одной ноге. На этой фазе масса тела стремилась наклонить его к оси тяжести, т. е. медиально, чему препятствует натяжение латеральных мышц на внешней стороне БК. Ход сил при ходьбе изменяется циклично (рис. 5 Бедренно-большеберцовая контактная сила (ББКС) не разделена на латеральную и медиальную составные части, т. к. Walker P.S. считает ее одной силой, состоящей из двух элементов (параллельную оси голени и перпендикулярную ей).

Для такой модели КС он составлял уравнение равновесия сил и моментов. Расчетная результативная ББКС в 2,67 раза больше, чем масса тела. При тех же условиях во время ходьбы по ступенькам при составлении уравнений равновесии результативная ББКС в 3,51 раза превосходила массу тела.

Подробное исследование коленного сустава на отдельных фазах движения во время ходьбы провели ряд авторов, которые пришли к заключению, что наибольшие контактные силы в области бедренно-большеберцового соединения возникают при сгибании нижней конечности на 50-150 и по величине в 2,8 раза больше массы человеческого тела (Zavatsky A.B., 1997, Paar O.et al., 1995). Более подробные данные приведены таблице 1.

Подобную проблематику решает в своей работе R. Nissel (1985). Проведенный анализ повторно доказывает, что величина нагрузки коленного сустава разная у каждого индивидума и зависит от многих факторов. Это подтверждают и дальнейшие исследования, произведенные R. Nissel (1985), в которых он описывает силовые соотношения в бедренно-большеберцовой области. Отдельные изменения сил соотносятся с единицами момента КС.

ДИНАМИКА.

Действительное напряжение в коленном суставе нужно в конечном итоге прослеживать с точки зрения динамики, т. к. все движения проходят динамически и поэтому в суставных соединениях возникают условия существенно отличающиеся от статического состояния. Некоторые исследования показывают,что уже в состоянии покоя на опорной фазе в суставных коленных плоскостях влияют силы намного больше, чем принято было считать. К ним еще нужно добавить действие динамических сил, возникающих главным образом при абсорбции кинетической энергии, полученной при определенном виде движения (Hayashi K.,1996, Preuschoft H., Tardieu C., 1996). Например, динамическую ходьбу мы можем рассматривать, как падающею движение тела вперед, которое повторяется при выдвижения нижней конечности. Центр тяжести тела при этом циклически смещается приблизительно на 4 см. Постановку нижней конечности на подпорку мы можем рассматривать как удар, т. е. такое состояние в системе точек или тел, при котором в процессе соприкосновения вещественных образований происходит мгновенное изменение скоростных соотношений. Для удара характерно то, что в месте контакта вещественных образований возникают кратковременные значительные силы, которые называются ударными силами. Эти ударные силы действуют очень короткое время (миллисекунды). Например, при высоте свободного падения 0,04 м и времени 0,02 с средняя величина ударной силы достигает 22-кратной массы тела. Даже при простом ударном воздействии силы — падение с нулевой высоты напряжение увеличится в два раза по сравнению со статическим воздействием этой же силы. Ряд авторов (Nissel, 1985; Walker, 1979) произвели различные замеры сил при динамической ходьбе и пришли к заключению, что силы, возникающие в суставной системе в течение ходьбы, как минимум достигают семикратной массы тела.

ЗАКЛЮЧЕНИЕ.

Таким образом, на основании этого краткого экскурса в биомеханику, можно представить всю сложность коленного сустава как биомеханической системы. Знание основ биомеханики коленного сустава необходимы для правильной постановки показаний к эндопротезированию, адекватной имплантации эндопротеза и корректного проведения реабилитационной программы после операции.

Литература

  1. Escamilla R.F., Fleisig G.S., Zheng N., Barrentine S.W., Wilk K.E., Andrews J.R. Biomechanics of the knee during closed kinetic chain and open kinetic chain exercises. Medicine and Science in Sports and Exercise. (1998) 30(4): 556-69. Apr.
  2. Hayashi K. Biomechanical studies of the remodeling of the knee joint, tendons and ligaments. (Review, 55refs.). Journal of Biomechanics (1996) 29(6): 707-16, Jun.
  3. Zavatsky A.B. A kinematic- freedom analisis of a flexed knee stance testing rig. Journal of Biomechanics, (1997), 30(3): 277-80, Mar.
  4. McLeans S.G., Myers P.T., Neal R.J., Walters M.R. A quantitative analysis of knee joint kinematics during the sidestep cutting maneuver, huplications for non-contact anterior cruciate ligament injury. Bulletin-Hospital for Joint Diseases (1998) 57(1): 30 -8.
  5. Menschik A.: Mechanik des Kniegelenkes. 1 Teil. Z. Orthop. (1974), 112 : 481 — 485.
  6. Nisell R.: Mechanics of the knee. Acta orthop. Scand. (1985) 56 : Suppl. 216.
  7. Paar O., Magin M.N., Nachtkamp J. Biomechanik des Kniegelenks nach Meniscusresektion. Belastungsanalysen am Liechenknie. Chirurgie (1995) 66(6): 619 — 24, Jun.
  8. Preuschoft H., Tardieu C. Biomechanical reasons for the divergent morphology of the knee joint and the distal epiphyseal suture in hominoids. Folia Primatologica. (1996) 66(1-4): 82 — 92.
  9. Postel J. M. L’articulation du genou. Bases anatomiques et biomecaniques. Soins — Chirurgie. (1997) 184: 5 — 9, Sept.
  10. Putz R. Anatomie und Biomechanik des Kniegelenks. Radiologe. (1995) 35(2): 77-86, Feb.
  11. Rybka V.: Biomechanicke aspecty totalni nahrady koleunihokloubu, Fysiatricky a revmatologicky vestnik. (1975), 57 : 129 — 140.
  12. Takahashi T., Wada Y., Yamamoto H. Soft-tissue balansing with presure distribution during total knee arthroplasty. The Journal of Bone and Joint Surgery. (1997), 72 — B, 2, 235 — 239, Mar.
  13. Valenta J.: Biomechanica. (1985), Praha, Academia, 215 p.
  14. Walker P. S.: Human joints and their arteficial replacement.(1978), Springfield, Illinois, Ch. C. Thomas Pub., 215 p.
  15. Walker P. S.: The total — condylar knee and its evolution. In: Ranawat Ch. S. (ed): Total Condylar Knee Arthroplasty. New York — Berlin — Heidelberg — Tokyo, Springer., 399 p., 1985.