Сгибание бедра в тренажере: Сгибание ног в тренажере лежа — упражнение для задней поверхности бедра — Fit4Gym

Какое самое популярное изолирующее упражнение для лепки «ножного» бицепса? Это, без вариантов, сгибания лежа в тренажере. Культуристы всего мира доверяют этому станочному движению финальную работу по созданию рельефа и формы задней поверхности бедра. Следуй их примеру!

AtletIQ — приложение для бодибилдинга

600 упражнений, более 100 программ тренировок на массу, силу, рельеф для дома и тренажерного зала. Это фитнес-револиция!

Общая информация

Тип усилия

ДругоеЖимНетСтатическиеТяга

Вид упражнения

СиловоеРастяжкаКардиоПлиометрическоеStrongmanКроссфитПауэрлифтингТяжелая атлетикаСтрейчингово-силовое упражнениеЙогаДыханиеКалланетика

Тип упражнения

БазовоеИзолирующееНет

Сложность

НачинающийПрофессионалСредний

Целевые мышцы

Сгибание ног в тренажере лежа видео

Как делать упражнение

1. Отрегулируйте тренажёр в соответствии со своим ростом. Лягте на скамью лицом вниз, ноги положив под валики (чуть ниже икроножных мышц). Совет: Желательно заниматься на тренажёре, где скамья под углом, в таком случае лучше прорабатывается бицепс бедра.
2. Тело плотно прижато к скамье. Ноги выпрямлены. Держитесь за боковые ручки тренажёра. Тяните носки на себя (или же можно использовать другое положение ног). Это исходное положение.
3. На выдохе сгибайте ноги как можно сильнее. Бёдра при этом не отрываются от скамьи. В точке наибольшего напряжения задержитесь на секунду.
4. На вдохе опустите ноги обратно в исходное положение. Повторите необходимое количество раз.

Предупреждение: Не берите чрезмерно большой вес. Вы не должны раскачивать или дёргать телом, иначе это может привести к травме нижней части спины и подколенного сухожилия.

Варианты: Это упражнение предполагает три положения стоп. Фактически, это три разных упражнения. Помимо этого, вы можете работать с гантелью между ног (попросите напарника правильно положить её). Такой вариант подходит для опытных. И, наконец, для лучшей изоляции, можно работать каждой ногой по очереди.

Фото с правильной техникой выполнения

Какие мышцы работают?

При соблюдении правильной техники выполнения упражнения «Сгибание ног в тренажере лежа» работают следующие группы мышц: Бедра, а также задействуются вспомогательные мышцы:

Вес и количество повторений

Количество повторений и рабочий вес зависит от вашей цели и других параметров. Но общие рекомендации могут быть представлены в виде таблицы:

Сделать тренинг разнообразнее и эффективнее можно, если на каждой тренировке изменять количество повторений и вес снаряда. Важно при этом не выходить за определенные значения!

*Укажите вес снаряда и максимальное количество повторений, которое можете выполнить с этим весом.

Не хотите считать вручную? Установите приложение AtletIQ!

• Электронный дневник тренировок
• Помнит ваши рабочие веса
• Считает нагрузку под вас
• Контролирует время отдыха

В каком режиме выполнять упражнение сгибание ног в тренажере лежа на животе?

Задняя поверхность бедра — это крайне «капризная» зона, поэтому даже не пытайся пробить ее «универсальным» количеством повторов. Придется подходить к процессу с изрядной долей изобретательности и менять объемность работы ежетренировочно в широком диапазоне повторений — от 8 до 20, соответственно подстраивая весовую нагрузку.

Это рекомендация не касается «пострадавших поясницей» атлетов — им уготован исключительно «лайтовый» режим выполнения сгибаний: с минимальным весом, но в широком объеме повторений от 15 до 20.

Аналогичным образом должен тренироваться малоопытный атлет с целью «уравновесить» тренированность бицепса бедра и априори более подготовленного квадрицепса — в дальнейшем это станет его страховкой от коленных травм.

Лучшие программы тренировок с этим упражнением

Среди программ тренировок, в которых используется упражнение «Сгибание ног в тренажере лежа» одними из лучших по оценкам спортсменов являются эти программы:

Чем заменить?

Вы можете попробовать заменить упражнение «Сгибание ног в тренажере лежа» одним из этих упражнений. Возможность замены определяется на основе задействуемых групп мышц.

Сгибание ног в тренажере лежа Author: AtletIQ: on Сгибание ног в тренажере лежа — польза упражнения, как правильно выполнять и сколько подходов делать.. Rating: 5

Сгибание ног в тренажере | willandwin.ru

Сгибание ног в тренажере — это упражнение, направленное на развитие мышц бедра. А точнее, на заднюю их часть. Оно является изолированным, так как задействован один сустав — коленный.

Какие мышцы задействованы в сгибание ног в тренажере?

Как уже говорилось ранее, сгибание ног в тренажере направлен на проработку задней части ноги. Так называемая двуглавая мышца бедра или бицепс бедра. Называйте мышцу как вам удобно. Главное чтобы у вас было понимание как она выглядит, где располагается и какие функции выполняет. Но не всю нагрузку получает бицепс, так же есть и мышцы ассистенты.

• Двуглавая мышца бедра. Является целевой мускулов, которая выполняет 90% движения. Располагается она на задней поверхности бедра, сразу под ягодичными мышцами. Называется двуглавой, так как имеет два пучка: длинный и короткий. Они оба задействованы в упражнение. Ее функции: сгибание голени, отведение ноги назад, и разворот носков в стороны друг от друга.
• Полусухожильная мышца. Располагается она на задней поверхности бедра ближе к внутреннему(медиальному) краю. Является мышцей ассистентом, помогает сгибать голень. Наружным краем она граничит с двуглавой, а внутренним с полуперепончатой мышцей. Функции у нее такие же как у бицепса бедра, кроме разворота носков. Их она вращает внутрь, навстречу друг к другу
• Полуперепончатая мышца бедра. Располагается она совсем близко к внутреннему краю бедра. Большая ее часть прикрыта полусухожильной мышцей. Разделяют три пучка: наружный, средний и внутренний. Основная функция: такая же, как и у остальных, только не участвует в поворотах носков.
• Икроножная мышца. Последняя мышца которая участвует в движения это икры. Она располагается на задней поверхности голени. Имеет две головки, внутреннюю и наружную. Функция: стабилизация стоп во время подъема, и так же работает во время разгибания ноги, создавая сопротивление.

Вот эти 4 мышцы работают в данном упражнении, и именно их развитие придает задней части ноги красивую форму.

Лайфхак

Есть несколько приемов, которые могут сместить направление нагрузки. Это доказанные факты, которые действительно работают. Заключается он в развороте носков:

• Если развернуть носки в стороны, то нагрузка сместиться на внутренние части бедра. То есть на латеральный (внешний) пучок двуглавой мышцы. В принципе это ожидаемо, потому что в ее функцию входит разворот стоп.
• Следовательно, сведение носков внутрь, также сменит акцент на внутреннюю часть бедра. То есть на полуперепончатую и полусухожильную мышцу.

Конечно надо понимать, что эти изменения минимальны и большого результата от них вряд ли стоит ждать. Но вот использовать их можно и даже нужно. Это поможет проработать заднюю часть бедра под разнообразным вектором. Что благотворно скажется на общем росте.

Варианты упражнений

Ввиду роста прогресса и разнообразных опытов в области анатомии и влияния упражнений на мышцы, было доказано. Что бедро может работать в нескольких плоскостях. Стоя, сидя и лежа. Поэтому были разработаны разнообразные тренажеры и мы можем выбрать тот, в котором наши мышцы работают максимально.

Сгибание ног в тренажере лежа

Не зря я об этом варианте упомянул первым. Все потому что он является очень известным во многих залах. Думаю и вы не обходите его стороной. Существует несколько разновидностей тренажера, но в принципе все они выполняют одну и туже функцию. Разделить их можно по виду скамьи: горизонтальная и изогнутая. А также по виду загрузки: тросовые с грузами и обычные с блинами. В принципе, большой разницы в них нет. Но все же лучше отдавать предпочтения изогнутой скамье. Ее форма помогает добиться максимальной изоляции. При этом ваш таз приподнят немного в верх. Это позволяет сильнее растянуть мышцы бедра в нижней точки. Следовательно, они получат куда большую нагрузку, а это только увеличит скорость их роста.

Исходное положение:

• Подойдите к тренажеру. Установите на нем нужный вам вес (навести блины или установите ограничитель на нужный вам вес).
• Лягте на скамью для сгибания ног, так чтобы ваши колени выходили за ее край. Если у вас горизонтальный вариант скамьи, тогда приподнимите немного таз вверх.
• Заведите ноги под специальный валик тренажера. Он должен располагаться выше пяток. Руками возьмитесь за ручки.

Сгибание ног сидя в тренажере

Вариант сидя также является очень известным. Особенно он распространен во время тренировок в стиле » Суперсет». Это когда делают несколько упражнений подряд в одном подходе без отдыха. В основном выбирают разгибание ног сидя на квадрицепсы, а потом сразу же делают сгибания в этом же тренажере. Это очень удобно, потому что не надо бегать по залу. Но если речь идет об обычном линейном тренинге, то сгибание ног сидя уступает лежачему варианту. Все из-за неудобства самого тренажера. Во-первых, чтобы вас не подкидывало от веса отягощения, на ноги сверху давит специальный валик. Иногда конечно он отлично подходит по величине подъема. Но в большинстве случаев либо передавливает ноги или наоборот выходит слишком высоко. Во-вторых, очень сложно сфокусироваться на работе двуглавых мышц. Все потому что во время сгибания надо будет выдвигать таз немного вперед, чтобы почувствовать бицепс бедра и увеличить амплитуду движения. А как известно, если делать два дела разом, то какое, будет отставать. Вывод: если вы тренируетесь по системе суперсет, или у вас нет в зале другого тренажера. Тогда вариант сгибаний сидя, будет хорошим помощником для вас.

Исходное положение:

• После того как установите нужный вам вес, сядьте на тренажер. Спиной упритесь в спинку.
• Ноги расположите на валике. Так, чтобы он оказался под икроножными мышцами ближе к пятке. Колени должны выходить за край сидушки. Сверху установите валик для удержания ног. Он должен располагаться сразу над коленными суставами.
• Отклонитесь назад и возьмитесь руками за специальные ручки.

Сгибание ног стоя в тренажере

Это самый простой в техническом плане вариант сгибаний ног. Но к сожалению его популярность тихо угасает. Сейчас не многие залы средней величины могут похвастаться наличием такого тренажера, где бы вы могли делать сгибание ног стоя. И эта новость очень огорчает, ведь преимуществ в данном варианте очень много.

• Максимальная изоляция задней части бедра.
• Большая амплитуда движения, а это как мы помним благоприятно влияет на мышечный рост.
• Из упражнения полностью исключается спина, поэтому его будет легко делать как новичкам, так и профессионалам. А также людям имеющим травмы спины, конечно не значительные.
• Проработка каждого бедра по отдельности. Конечно это можно делать и в двух других вариантах, но в них будет не столь удобно.

Вы видите, сколько положительных моментов можно выделить в этом упражнении. Но конечно есть и несколько минусов. Если прорабатывать ноги по отдельности, это займет в два раза больше времени. А ввиду того что сейчас время очень важный ресурс, многим его просто на просто не хватает. Поэтому все больше людей отказывается от одностороннего тренинга.

Исходное положение:

• Установите нужный вес. Одну из ног(правую или левую) поставьте под валик. Так же как и везде он должен оказаться ниже икроножных мышц. Коленом этой же ноги упритесь в нижнюю подвижную платформу. Другой ногой упритесь в пол.
• Руками возьмитесь за рукоятки. В некоторых тренажерах предусмотрены специальные упоры под локти и туловище.

Техника выполнения

Техника выполнения очень важная составляющая любого упражнения. Именно благодаря правильному выполнению мы добиваемся максимального сокращения мышц, на которые воздействуем. Также, оберегаем себя от разнообразных травм. Сгибание ног в тренажере в не зависимости какой вариант вы выберете, технически выполняется одинаково.

• После того как вы приняли исходное положение. На выдохе согните ноги(ногу) в колене. И приведите валик к тазу. Стараясь как бы пяткой достать до ягодичных мышц. В верхней точке сделайте небольшую паузу
• Далее на выдохе разогните ноги и вернитесь в исходное положение.
• Повторите заданное число раз. Если делали вариант стоя, смените ногу и проделайте то же самое на нее.

Видео выполнение варианта лежа:

Видео выполнение варианта сидя:

Видео выполнение варианта стоя:

Основные ошибки при выполнении

Когда доходит до этого пункта многие билдеры начинают говорить » Это не про меня. Моя техника выполнения идеальная и т.д.…». Если это действительно так, то примите мои поздравления. Но даже в таком случае эта информация вам может пригодиться. Ведь в залах очень много людей, которые еще не достигли мастерства. И наша с вами задача помочь им не допускать эти ошибки!

Большой вес

Это одна из распространенных ошибок. Все из-за того, что люди переоценивают свои силы и хотят как можно быстрей добиться результатов. Но такой подход может привести только к травмам и отсрочить прогресс. Поэтому берите вес с которым вы можете спокойно работать на 10-15 повторений. И по мере того как чувствуете, что уже готовы к более тяжелым нагрузка, можете добавить вес.

Сгибание рывками и подъем по инерции

Данная ошибка плавно вытекает из первой. Когда спортсмен не справляется с весом, он начинает пользоваться силой инерции. На деле это выглядит очень ужасающе. В начале ноги резко падают с грузом вниз, а потом когда они отпружинивают, резко выжимаются вверх. Думаю и так понятно какие последствия из этого могут получиться. Берегите свое колени! Движения должны быть под вашим контролем.

Смещение тела во время движения

Есть такая особенность у многих спортсменов, чтобы уменьшить себе участь они, начинают сокращать амплитуду движения. Делают они это очень просто, меняя свое положения на скамье или в тренажере стоя. То есть, они либо сползают вниз или наоборот заползают вверх. Тем самым изменяют положения валика на ногах. Выше я писал: что если сместить вес на пятки, то нагрузка переходит на икры. А если положить валик на икры, то амплитуда движения станет совсем короткой. Следовательно, ни один из вариантов не проработает заднюю часть бедра.

ХОЧЕШЬ ЗНАТЬ БОЛЬШЕ? ТОГДА ТЕБЕ СЮДА НА willandwin.ru

Метод моделирования in vitro для трибологической оценки полностью естественных тазобедренных суставов

Abstract

Использование симуляторов тазобедренного сустава для оценки трибологической эффективности полной замены тазобедренного сустава широко описано в литературе, однако in vitro симуляционных исследований, исследующих трибологию естественного тазобедренного сустава, ограничены описанными гетерогенными методиками. Для этого исследования была успешно разработана система моделирования in vitro для полного естественного тазобедренного сустава, позволяющая позиционировать вертлужную впадину и головку бедренной кости с разной ориентацией при сохранении правильного центра вращения сустава.Эффективность системы моделирования оценивалась путем тестирования полных, согласованных естественных тазобедренных суставов свиней и гемиартропластических суставов свиней на маятниковом симуляторе трения. Результаты показали наличие двухфазной смазки с нелинейным увеличением трения, наблюдаемым в обеих группах. Более низкие общие средние значения коэффициента трения в группе полного естественного сустава, которые увеличивались с меньшей скоростью со временем, предполагают, что экссудация жидкости и переход к твердофазной смазке происходили медленнее во всем естественном тазобедренном суставе по сравнению с тазобедренным суставом с гемиартропластикой.Предполагается, что эта методология будет использоваться для изучения морфологических факторов риска развития остеоартрита тазобедренного сустава, а также эффективности раннего интервенционного лечения дегенеративного заболевания тазобедренного сустава.

Образец цитирования: Groves D, Fisher J, Williams S (2017) Метод моделирования in vitro для трибологической оценки полностью естественных тазобедренных суставов. PLoS ONE 12 (9): e0184226. https://doi.org/10.1371/journal.pone.0184226

Редактор: Алехандро А. Эспиноза Ориас, Медицинский центр Университета Раш, США

Поступила: 14 марта 2017 г .; Принята к печати: 21 августа 2017 г .; Опубликован: 8 сентября 2017 г.

Авторские права: © 2017 Groves et al. Это статья в открытом доступе, распространяемая в соответствии с условиями лицензии Creative Commons Attribution License, которая разрешает неограниченное использование, распространение и воспроизведение на любом носителе при условии указания автора и источника.

Доступность данных: Входные и выходные профили загрузки и движения симулятора, а также файлы данных доступны в репозитории данных Университета Лидса (DOI https://doi.org/10.5518/171).

Финансирование: Эта работа была поддержана студентами CASE Совета по исследованиям в области инженерных и физических наук при поддержке DePuy Synthes. Рукопись была рецензирована DePuy Synthes. Спонсор внес вклад в стипендию, присужденную DG (стипендию CASE) в связи с этим исследованием.JF / SW являются оплачиваемыми консультантами, однако это не имеет отношения к данному исследованию. У спонсора не было никакой дополнительной роли в дизайне исследования, сборе и анализе данных, решении опубликовать или подготовке рукописи. Конкретные роли этих авторов сформулированы в разделе «Авторский вклад».

Конкурирующие интересы: Dawn Groves получила стипендию EPSRC CASE, в которой ДеПуи был промышленным партнером. Джон Фишер — платный консультант DePuy Synthes and Simulation Solutions.Софи Уильямс — платный консультант DePuy Synthes и старший научный сотрудник Королевской инженерной академии — DePuy Synthes. Это не влияет на нашу приверженность политике PLOS ONE в отношении обмена данными и материалами.

Введение

Остеоартрит (ОА) вызывает патологические дегенеративные изменения, поражающие весь сустав [1], что приводит к боли и потере функции [2, 3]. Первичная полная замена тазобедренного сустава (THR) часто используется для облегчения боли и инвалидности, вызванных поздним остеоартрозом тазобедренного сустава, однако многим более молодым пациентам требуется повторная операция через 15-20 лет, и результаты после этой процедуры не всегда так благоприятны с точки зрения удовлетворенности пациента и функции [2, 4].Предполагается, что трибологические исследования полных естественных тазобедренных суставов с использованием моделирования in vitro будут полезны для изучения взаимосвязи между геометрией бедра и дегенеративными заболеваниями суставов, такими как ОА, а также для исследования эффективности раннего интервенционного лечения, которое может задержать начало ОА [5–8].

Исследования моделирования in vitro , изучающие трибологию и функцию протезов THR, широко описаны в литературе, однако исследования по изучению трения и износа между двумя контактирующими поверхностями естественного хряща были в основном сосредоточены на исследованиях трения возвратно-поступательного движения с использованием цилиндрических костно-хрящевых пробок [ 9–11].Несмотря на то, что естественный тазобедренный сустав является относительно конгруэнтным, контакт между двумя шарнирными поверхностями изменяется при различных условиях нагрузки, и головка бедренной кости имеет слегка сферическую форму по сравнению с более сферической вертлужной впадиной [12]. Это делает биомеханический анализ естественного тазобедренного сустава более сложным по сравнению с искусственным тазобедренным суставом, и поэтому на сегодняшний день исследования, посвященные полной трибологии естественного тазобедренного сустава in vitro , носят ограниченный и неоднородный характер [13–18].Трибология тазобедренного сустава после гемиартропластики, когда протезом заменяется только головка бедренной кости, также была экспериментально исследована с использованием методов in silico и in vitro [19–21], хотя и в меньшей степени, чем трибология THR. .

Основная цель этого исследования заключалась в разработке полной имитационной модели in vitro , первоначально с использованием тазобедренных суставов естественных свиней и имитатора трения маятника, чтобы исследовать трибологию всего естественного тазобедренного сустава.Этот метод был разработан для облегчения тазобедренных суставов с различной морфологией и легко модифицируется для использования с тканями человека и различными системами моделирования, например тренажер физиологического тазобедренного сустава. Методология была оценена путем проведения симуляций in vitro на группе полных, анатомически подобранных тазобедренных суставов свиньи и группе тазобедренных суставов свиньи с гемиартропластикой, а также с целью тестирования тазобедренных суставов, расположенных с различной ориентацией вертлужной впадины и бедренной кости в будущих исследованиях.Данные, связанные с этой статьей, доступны в хранилище данных Университета Лидса [22].

Материалы и методы

Маятниковый тренажер трения

Маятниковый симулятор трения ProSim (Simulation Solutions Ltd., Стокпорт, Великобритания), который представляет собой симулятор с одной станцией с пневматической нагрузкой, был использован для моделирования in vitro в этом исследовании (рис. 1). Тазобедренные суставы были перевернуты по отношению к анатомическому положению в симуляторе, который прикладывал осевую нагрузку через головку бедренной кости и прикладывал движение через качельку сгибания-разгибания (FE).Пьезоэлектрический датчик силы, прикрепленный к передней части самоустанавливающейся каретки для измерения трения и, следовательно, выровненный по оси FE, измерял любые силы, передаваемые между опорными поверхностями при перемещении коромысла FE взад и вперед. Сама каретка была установлена ​​на гидростатическом масляном подшипнике под давлением и была спроектирована таким образом, чтобы любой крутящий момент, создаваемый смещением образца и случайным перемещением каретки в медиально-боковом направлении, то есть не из-за трения между двумя поверхностями, возникающего в результате движения FE, был быть незначительным.Это было важно для тестирования биологической ткани, которая могла иметь неоднородную и / или симметричную геометрию, поскольку это могло вызвать дополнительный крутящий момент из-за одновременного движения каретки. Величина момента трения FE, создаваемого испытуемыми образцами, определялась путем преобразования данных о силе от пьезоэлектрического преобразователя в сигнал напряжения с помощью усилителя заряда. Датчик мог измерять момент трения до минимального значения 0,5 Нм (1% от максимального диапазона датчика, который составлял 50 Нм), с измеряемыми коэффициентами трения в диапазоне 0.01–0,5 [23].

Конструкция приспособления для натуральных тканей

были разработаны для облегчения ориентации и позиционирования естественной вертлужной впадины с различными углами версии и наклона, а также для установки головок естественной бедренной кости с различными комбинациями углов во всех трех плоскостях. Риск экспериментального артефакта был снижен за счет того, что естественные бедра разного размера могли располагаться по центру с центром вращения (COR) головы и вертлужной впадины, выровненным с имитатором трения маятника.Положение образцов в имитаторе проверялось с помощью центрирующего стержня (поставляется производителем), который был разработан для пропускания через отверстия в коромысле КЭ и каретке измерения трения, расположенных последовательно в соответствии с COR симулятора.

Вертлужная впадина.

Тестовый горшок, обеспечивающий достаточный доступ и контроль над вертлужной впадиной во время заливки и удаления образца, а также снижающий риск столкновения компонентов во время тестирования, был разработан и изготовлен из нержавеющей стали.Была разработана методика заливки с использованием инклинометра, которая обеспечила последовательный и повторяемый способ ориентирования вертлужной впадины с одновременным контролем степени наклона и версии, применяемой к вертлужной впадине (рис. 2). Этот метод предоставляет две независимые переменные, которые можно использовать в будущих симуляциях in vitro для воспроизведения различных морфологий in vivo , например ретровертированной вертлужной впадины.

Рис. 2. Вертлужная впадина свиньи, закрытая с помощью инклинометра.

(A) Инклинометр с приспособлением, используемым для ориентирования и позиционирования вертлужной впадины, и (B) вертлужная впадина свиньи в горшке, показывающая положение образца в тестовой емкости. Дорсально-вентральное и краниально-каудальное направления соответствуют наклону и варианту углов соответственно. ПММА: полиметилметакрилат; D: спинной; V: вентральный; Cr: черепной; Ca: хвостовой.

https://doi.org/10.1371/journal.pone.0184226.g002

Натуральный зажим для головки бедренной кости.

Зажим для заливки представляет собой модульную конструкцию со сменными приспособлениями, позволяющими правильно расположить головки бедренной кости разного диаметра.Были изготовлены герметизирующие диски разной глубины, предназначенные для использования с головками бедренной кости разного радиуса, и выбранный диск был выровнен вертикально по центру основания испытательного приспособления, после того, как он был прикреплен к верхней планке зажимного приспособления (рис. 3A). Приспособление было сконструировано таким образом, чтобы после полной сборки расположить верхнюю поверхность естественной головки бедренной кости напротив нижней стороны диска, выровнять центр головки с центральной высотой коромысла FE, к которому был прикреплен образец бедренной кости во время операции. контрольная работа.Герметизирующий координатно включен перемещение между кольцом и рычагом (наклона), а также между приложением сборки и щелевые базовой пост (вариант), таким образом позволяя положение и ориентацию образца необходимо контролировать.

Рис. 3. Тестовый горшок для головки бедренной кости и приспособление для заливки.

Испытательный горшок головки бедренной кости и приспособление для заливки (A) с (B) головкой бедренной кости свиньи, ориентированной и позиционируемой с помощью вертлужной впадины, и (C) бедренной костью, помещенной в испытательную ванну перед цементированием, удерживаемой на месте с помощью заливочного кольца и конуса булавки.

https://doi.org/10.1371/journal.pone.0184226.g003

Приспособление для исследования головки бедренной кости Natural.

Испытательное приспособление состояло из испытательного горшка Delrin ^® , смещенного для компенсации анатомического смещения бедренной кости при сохранении вертикального совмещения головки с направлением осевой нагрузки от симулятора. Образцы удерживались на месте во время позиционирования и заливки с помощью заливочного кольца и конических штифтов (рис. 3B и 3C). Тест горшок был прикреплен к ® верхней пластины Delrin и нержавеющей стали опорной плиты, предназначенные для перемещения в двух ортогональных направлениях, так что различные размеры вала бедренной кости / формы и позиции могут быть размещены.

Подготовка образцов натуральных тканей.

Тазобедренные суставы правых задних конечностей свиней были взяты у 25-недельных свиней-доноров со средним весом 80 кг через 24–48 часов после убоя на местной бойне. Тазобедренные суставы, полученные с бойни, имели лишь минимальное и различное количество прикрепленных костей таза, и поэтому ориентация сустава в этом исследовании определялась отношением к системе отсчета симулятора. Горизонтальная база симулятора образовывала поперечную плоскость, а переднезадняя ось и движение FE происходили в сагиттальной плоскости.Поверхность хряща поддерживалась гидратированной фосфатно-солевым буфером на протяжении всего процесса сбора урожая и посадки. Диаметр тазобедренных суставов измеряли с использованием извлеченной головки бедренной кости и набора циркулярных датчиков. Поскольку головки были слегка асферическими, выбор размера основывался на отсутствии помех головки бедренной кости от датчика в краниально-каудальном направлении, которое соответствовало направлению движения FE. Это диаметральное измерение было использовано для выбора герметичного диска правильного размера для полных исследований естественного сустава и для выбора металлической головки из кобальто-хрома (CoCr) подходящего размера для исследований гемиартропластики.

Моделирование для полных исследований естественной гемиартропластики бедра и бедра проводилось с вертлужной впадиной, расположенной с одинаковой ориентацией, чтобы можно было провести межгрупповое сравнение коэффициента трения.

Собранная ткань была помещена в горшок с использованием трехэтапного процесса, и все образцы ткани были закреплены в соответствующих тестовых горшках с использованием костного цемента из полиметилметакрилата (ПММА).

1. Вертлужная впадина была размещена и заделана поперечной вертлужной связкой вверху и центральной областью суставного хряща внизу.Образцы центрировали и выровняли с COR симулятора с помощью приспособления для заливки, ранее разработанного Lizhang [24], которое было модифицировано для размещения изготовленного тестового сосуда для вертлужной впадины [25]. Вкратце, эта изготовленная на заказ оснастка состояла из базовой пластины, на которой центрировалась вертлужная впадина, и вертикальной направляющей с подвижным воротником. Головка из CoCr соответствующего размера была прикреплена к стержню, который зажимался с помощью рычага на вертикальной направляющей и опускался на установочный блок перед фиксацией воротника на месте.Был доступен ряд установочных блоков, которые можно было использовать с головками разного радиуса, и они были спроектированы таким образом, что, когда рука опиралась на воротник, центр головки CoCr совпадал с высотой центра каретки для измерения трения, где находилась вертлужная впадина. сидя во время теста. Установочный блок был заменен горшком для вертлужной впадины, и вертлужная впадина, которая была помещена в цемент из ПММА, пока она была в рабочем состоянии, была осторожно вдавлена ​​в цемент с помощью головки бедренной кости до тех пор, пока рука не коснулась воротника.Это выровняло центр вертлужной впадины с симулятором, и инклинометр использовался для одновременного позиционирования всех образцов с нейтральной версией и углом наклона, эквивалентным 45 ° (рис. 2B). Вариант вертлужной впадины и наклон были определены как угол между плоскостью обода вертлужной впадины и сагиттальной и поперечной плоскостями симулятора соответственно. Эта ориентация вертлужной впадины воспроизводила настройку по умолчанию, использованную в исследовании суставов гемиартропластики тазобедренного сустава свиней, проведенном Lizhang et al. [20], что позволяет сравнить средние значения коэффициента трения в этой группе со значениями из этого ранее опубликованного трибологического исследования.
2. Бедренные кости свиньи были помещены в герметизирующее кольцо так, чтобы суставные поверхности головки бедренной кости и вертлужной впадины были конгруэнтными, а голова была анатомически совмещена с герметизированной вертлужной впадиной. Это было достигнуто с помощью метки выравнивания размещены напротив средней точке поперечного вертлужной связки и костистых опорной точки на шейке бедренной кости (фиг.3В). Костная контрольная точка представляла собой линейное возвышение, проходящее ниже между экватором головки бедренной кости и дистальным концом межвертельного гребня, чуть выше малого вертела.Эти два ориентира были определены как повторяющиеся анатомические ориентиры, которые можно было использовать для выравнивания сустава во время исследовательских работ, которые проводились до разработки этой методологии.
3. Вертлужную впадину с герметизацией заменили приспособлением для испытания головки бедренной кости, а бедренную кость перевернули, при этом сохраняя свою ориентацию со стадии 2 в герметичном кольце. Стержень бедренной кости был расположен по центру испытательной камеры головки испытательного приспособления (рис. 3C), и COR был получен путем поднятия головки до герметичного диска правильного диаметра (рис. 3A).Вал был закреплен путем заливки цемента ПММА в испытательный сосуд, которому дали полностью затвердеть перед снятием заливочного кольца, гарантируя, что образец не сдвинется после установки.

Гемиартропластика модель

тестов гемиартропластики с использованием естественной вертлужной впадины и головки бедренной кости из CoCr соответствующего размера (DePuy Synthes, Лидс, Великобритания). Для заливки вертлужной впадины использовали метод, описанный выше, а головки CoCr были смонтированы и протестированы с использованием существующего приспособления. Он состоял из подвижной вертикальной втулки, которую можно было отрегулировать для установки на правильный COR с помощью датчиков скольжения и измерителя высоты Vernier.

Измерение трения

Моделирование in vitro было проведено на образцах гемиартропластики свиней (n = 5) и полных, согласованных естественных тазобедренных суставах свиней (n = 5). Образцы фиксировали в имитаторе с горшком для вертлужной впадины, установленным в каретке для измерения трения, и головкой, прикрепленной к коромыслу FE (рис. 4). Попав в симулятор, положение образцов проверялось путем пропускания центрирующего стержня через отверстия в коромысле FE и каретке для измерения трения.Испытания проводились только в том случае, если стержень проходил через оба центрирующих отверстия. Трение определялось с помощью пьезоэлектрического преобразователя (рис. 1), который измерял момент трения, создаваемый между контактирующими поверхностями головки бедренной кости и вертлужной впадины. Смазка для всех тестов представляла собой 25% объемную концентрацию сыворотки новорожденного теленка, разбавленную деионизированной водой, которая имела содержание белка, аналогичное синовиальной жидкости человека [26].

Рис. 4. Образцы гемиартропластики и естественного сустава.

Маятниковый тренажер трения с (A) гемиартропластикой свиньи и (B) полным тазобедренным суставом свиньи in situ с 25% лубрикантом бычьей сыворотки перед тестированием.

https://doi.org/10.1371/journal.pone.0184226.g004

Были использованы условия нагрузки и движения, ранее описанные для тестирования образцов гемиартропластики свиней [20], где моделирование проводилось с частотой 1 Гц в течение 7200 циклов ( т.е. 2 часа). Одну синусоидальную динамическую нагрузку в диапазоне от 25 Н (фаза качания) до 800 Н (пиковая нагрузка фазы опоры) прикладывали через головку бедренной кости с одновременным приложением движения ± 15 ° FE (рис. 5).Входной профиль моделировал неполную нагрузку на одну заднюю конечность донорской свиньи весом в среднем 80 кг. Профиль нагрузки был разработан таким образом, чтобы быть сопоставимым с нагрузками, испытываемыми через тазобедренный сустав во время цикла четвероногой походки [27–29], и из-за того, что свиньи имеют меньший диапазон движений при нормальной походке, чем двуногие люди [29, 30], движение от сгибания к разгибанию на ± 15 ° использовалось для снижения риска любого костного соударения. Чтобы учесть любой дополнительный момент трения, возникающий из-за несоосности из-за сложной геометрии соединения, данные были нормализованы с использованием среднего значения смещения трения, рассчитанного на основе двухминутных испытаний постоянной нагрузки 800 Н (± 15 ° FE), которые были проведены ранее. (до теста) и после (пост-тест) каждого исследования динамического профиля.Момент трения до и после испытания был измерен во время среднего сгибания и среднего разгибания (рис. 5), что позволило учесть любые различия в измерениях момента сгибания и разгибания, возникающие из-за смещенной от центра нагрузки асферических образцов [20].

Рис. 5. Симулятор движения и профили нагрузки.

Движущиеся и динамические (от 25 до 800 Н) и постоянные (800 Н) профили нагрузки для одного цикла. Оранжевая заштрихованная область показывает, где собираются данные в точках середины сгибания и середины разгибания во время предварительных и пост-тестов с постоянной нагрузкой, а фиолетовая заштрихованная область показывает пиковую нагрузку (т.е. 800 Н) фаза высокой скорости, из которой собираются данные испытаний динамического профиля. FE: сгибание-разгибание.

https://doi.org/10.1371/journal.pone.0184226.g005

Анализ данных

Коэффициент трения ( f ) был рассчитан с использованием уравнения (1) из истинной величины крутящего момента (T _t ), обнаруженной пьезоэлектрическим преобразователем, где r — радиус опорных поверхностей (в метрах), а W _p — пиковая нагрузка (Ньютоны): (1)

Средний коэффициент трения для каждого односекундного цикла испытаний на динамическую нагрузку был рассчитан на основе данных, собранных во время пиковой нагрузки (т.е. 800 Н), фаза высокой скорости, и коэффициент трения для испытаний с постоянной нагрузкой (примерные графики необработанных данных, показанные на рис. 6A) был рассчитан с использованием данных, взятых из того места, где головка вертикально нагружала чашу (т.е. 0 ° FE), что соответствует высокоскоростная фаза циклов, как показано на рис. 5. Среднее смещение трения ( f _o ) было рассчитано с использованием данных испытаний с постоянной нагрузкой, проведенных до ( f _b ) и после ( f _{). a} ) каждое динамическое профильное исследование по уравнению (2): (2)

Рис 6.Графики данных, взятые из теста гемиартропластики, демонстрирующие нормализацию коэффициента трения с использованием данных теста постоянной нагрузки на этапе постобработки.

(A) Графики данных коэффициента трения, измеренного в течение одного цикла 2-минутных испытаний с постоянной нагрузкой 800 Н, проведенных до (предварительное испытание) и после (пост-испытание) исследования динамического профиля, которое использовалось для расчета среднее значение смещения трения ( f _o ). Среднее смещение трения в этом примере было -0,025, которое было рассчитано с использованием уравнения 2.(B) График исходных данных коэффициента трения, измеренного в течение одного цикла исследования динамического профиля, построенный по сравнению с тем же набором данных с примененным средним значением смещения трения (т.е. нормализованным) с использованием уравнения 3, и (C) участок графика где нормализованные данные ( f _n ) для сообщаемых значений берутся после обработки. Бледно-желтые заштрихованные области выделяют область сбора данных. FE: сгибание-разгибание.

https://doi.org/10.1371/journal.pone.0184226.g006

Данные о трении были нормализованы ( f _n ) путем вычитания смещения трения ( f _o ) из среднего динамического коэффициента трения ( f _d ) каждого зарегистрированного цикла Уравнение (3) для определения значения трения для испытания: (3)

Примеры графиков необработанных данных, измеренных в течение одного цикла симулятора, и соответствующий график испытаний нормализованного динамического профиля с поправкой на среднее смещение трения после постобработки показаны на рис.

Были рассчитаны средние значения коэффициента трения и 95% доверительный интервал (CL) в течение двухчасовых испытаний, и был проведен двухфакторный дисперсионный анализ (ANOVA) по коэффициенту трения по парам подшипников (т.е. гемиартропластика и полный сустав), и время (т.е. номер цикла) с использованием программного обеспечения для прогнозной аналитики SPSS (версия 19, IBM, Нью-Йорк, США), где p <0,05. Время было разделено на три уровня и проанализировано в одноминутном (начало; 60 циклов), двухчасовом (конец; 7200 циклов) и двадцати минутах (1200 циклов) временных точках.Последний был произвольным моментом времени, позволяющим сравнивать данные начальных этапов с данными начала и конца тестов.

В дополнение к количественному анализу трения была проведена качественная макроскопическая оценка суставных хрящевых поверхностей образцов как до, так и после моделирования, чтобы выявить любые видимые повреждения или изменения внешнего вида поверхности после тестирования.

Результаты

Полные естественные тазобедренные суставы свиньи (n = 5) и гемиартропластики тазобедренного сустава свиньи (n = 5) с диаметральным диапазоном 35–37 мм были успешно позиционированы с необходимой анатомической ориентацией и высотой центра сустава, что позволило in vitro проведение трибологических испытаний на маятниковом тренажере.В течение двухчасового периода испытаний для всех образцов в обеих группах наблюдалось первоначальное быстрое увеличение с последующим постепенным увеличением коэффициента трения (рис. 7). Средний коэффициент трения в группе гемиартропластики был 0,031 ± 0,020 в начале теста, а затем увеличился, достигнув уровня 0,047 ± 0,006 после ~ 1500 циклов (т.е. ~ 25 минут). Коэффициент трения для всей группы тазобедренного сустава свиньи увеличился с начального среднего значения 0,004 ± 0,011 до среднего значения 0,022 ± 0,003 за тот же период времени, однако коэффициент трения не вышел на плато и продолжал постепенно увеличиваться со значением 0.035 ± 0,003 регистрируется через два часа. Влияние пары подшипников и времени оказало статистически значимое влияние на коэффициент трения (p <0,001), однако взаимодействие между этими двумя переменными не было значимым (p = 0,109). На протяжении двухчасового моделирования in vitro средний коэффициент трения был ниже в группе с полностью естественным тазобедренным суставом по сравнению с группой, получавшей гемиартропластику бедра, и он значительно отличался в 60, 1200 и 7200 секундах (ANOVA; p <0.001). Апостериорный анализ Бонферрони показал, что коэффициент трения в 60-секундный момент времени значительно отличался от коэффициента трения, зарегистрированного как в 1200-секундные, так и в 7200-секундные моменты времени (оба p <0,05), однако существенной разницы в коэффициенте трения не было. при сравнении временных точек 1200 и 7200 секунд (p = 0,139).

Рис. 7. Средний коэффициент трения для гемиартропластики и полных естественных групп суставов.

Средний коэффициент трения ± 95% доверительный интервал для полных тазобедренных суставов свиньи (n = 5) и гемиартропластики тазобедренного сустава свиньи (n = 5), испытанных в имитаторе трения маятника в течение двух часов.

https://doi.org/10.1371/journal.pone.0184226.g007

Во время макроскопической оценки исследуемой вертлужной впадины наблюдались изменения внешнего вида полулунной поверхности и небольшие участки хондрального повреждения. Это было в основном обесцвечивание и небольшие поверхностные царапины, которые были равномерно распределены по полулунной поверхности полных образцов естественного сустава, но располагались более центрально на образцах после гемиартропластики. На испытанных образцах гемиартропластики также были доказательства немного более глубоких поражений хряща, с небольшими трещинами, наблюдаемыми на двух вертлужных впадинах.Некоторое небольшое изменение цвета наблюдалось на верхней части некоторых протестированных головок естественной бедренной кости.

Обсуждение

Остеоартрит — распространенная форма дегенеративного заболевания суставов, и общепринято считать, что прямые и косвенные медицинские расходы на лечение ОА тазобедренного сустава с использованием THR, как ожидается, будут расти из-за старения населения [31, 32]. Поэтому исследовательские исследования, изучающие связи между морфологией тазобедренного сустава и факторами риска развития ОА, и исследования, изучающие эффективность ранних интервенционных методов лечения ОА тазобедренного сустава, являются важными областями исследований для решения как растущего социально-экономического бремени болезни, так и улучшения исходы для пациентов.

Исторические исследования естественного тазобедренного сустава с помощью маятника описаны в литературе Unsworth et al. [18], О’Келли и др. [16], а также Робертс и др. [33], однако, экспериментальная методология, по-видимому, не облегчает тестирование образцов с использованием различной ориентации или различных геометрических параметров, что необходимо для воспроизведения различных морфологий тазобедренного сустава. Об исследованиях полной трибологии естественного тазобедренного сустава, проведенных с использованием сервогидравлических испытательных систем, сообщалось Ferguson et al.[13], которые выполнили тесты на сползание-консолидацию с использованием постоянных и циклических нагрузок до и после лабральной резекции, и Song et al. [17], которые измерили сопротивление вращению. Это было выполнено путем применения ротационного смещения с осевой сжимающей нагрузкой, также до и после лабрэктомии, в течение десяти 13-секундных циклов. В обоих исследованиях исследовались тазобедренные суставы человека; однако не все параметры теста были физиологическими.

В этом исследовании используется система моделирования in vitro для полного естественного тазобедренного сустава с герметизирующими приспособлениями, позволяющая контролировать ориентацию бедренной кости и вертлужной впадины для моделирования различных морфологий сустава, а также с COR сустава, согласованным с симулятором. , был успешно разработан.Новые приспособления и методология были оценены путем проведения in vitro моделирования тазобедренных суставов свиней в маятниковом симуляторе трения, чтобы можно было проанализировать и оценить средние значения коэффициента трения. Разработанная методика заливки позволила расположить и протестировать на симуляторе как полностью естественные тазобедренные суставы, так и суставы гемиартропластики тазобедренного сустава, при этом COR сустава выровнен с таковым на симуляторе. Установка правильного COR вместе с нормализацией данных для учета любого дополнительного биомеханического крутящего момента, не связанного с применением профиля нагрузки, гарантируют, что, насколько это возможно, любые экспериментальные артефакты, возникающие из настройки или сложной геометрии бедра, были уменьшены. .

Фактор трения, измеренный во время тестов на гемиартропластику, показал тенденции и значения, аналогичные тем, которые описаны Lizhang et al. [20], в аналогичном исследовании трибологии гемиартропластики тазобедренного сустава, где использовались очень большие зазоры. В группе полного естественного сустава средний коэффициент трения увеличился с 0,004 до 0,035, при этом общее среднее значение для двухчасового испытания составило 0,022. Гетерогенные методологии и использование хряща из разных анатомических областей затрудняют прямое сравнение этого исследования с ранее опубликованными in vitro трибологическими исследованиями хрящ на хряще, однако результаты попадают в диапазон значений (0.003 до 0,08) для трения между двумя поверхностями хряща, о котором сообщалось в литературе [10, 11, 18, 33–35].

Нелинейная временная реакция, наблюдаемая в обеих группах образцов, скорее всего, связана с вязкоупругой реакцией и двухфазной природой хряща, где по мере уменьшения жидкой опоры нагрузка постепенно переходит на твердую фазу [36, 37]. Фактор трения не достиг плато в группе с полным естественным тазобедренным суставом, что указывает на то, что образцы не достигли равновесия в конце двухчасового теста.Эта тенденция согласуется с данными, полученными McCann et al. [35], которые исследовали in vitro трение в естественном коленном суставе. Естественное бедро в этом исследовании имеет пространственно изменяющуюся и зависящую от времени нагрузку на хрящ головки бедренной кости по сравнению со сферической головкой из CoCr при гемиартропластике. Это означает, что экссудация жидкости из хряща будет медленнее, и, следовательно, коэффициент трения был ниже и требовалось больше времени для повышения по сравнению с моделью гемиартропластики. Эти выводы подтверждаются работой Forster et al.[38]. Кроме того, жидкость, застрявшая между деформирующими выступами двух поверхностей хряща, по сравнению с наличием только одной поверхности хряща (то есть вертлужной впадины) в группе гемиартропластики, замедлила бы экссудацию жидкости [39]. Геометрия бедра свиньи немного более асферическая, чем у человека, и признано, что это могло повлиять на результаты тестов на гемиартропластику. Разница между двумя диаметральными измерениями, выполненными перпендикулярно в переднезаднем и сверхнижнем направлениях головок бедренной кости свиньи и человека без явной патологии (оба n = 6), составила 3.53 мм ± 1,78% и 1,0 мм ± 1,2% соответственно [40]. Разумно предположить, что подобная степень асферичности существует на сочленяющихся поверхностях парной вертлужной впадины. Более плохое соответствие между металлической сферической головкой из CoCr и естественным хрящом асферической вертлужной впадины свиньи может, таким образом, привести к образованию областей высоких контактных напряжений, которые неравномерно распределены вокруг вертлужной впадины. Это может объяснить, почему более высокие средние значения трения и большая степень повреждения хондры вертлужной впадины наблюдались в группе гемиартропластики по сравнению с группой полностью естественного тазобедренного сустава, где вертлужная впадина сочленялась с естественной головкой бедренной кости.Плохая конгруэнтность и распределение нагрузки, наблюдаемые в модели гемиартропластики, могут со временем привести к абразивному износу и эрозии вертлужного хряща, что согласуется с клиническими данными [41–43].

Основным ограничением использования маятникового симулятора трения для проведения моделирования было то, что осевая нагрузка прикладывалась через бедренную кость, а не через вертлужную впадину таза, и применялась только одна ось движения (сгибание-разгибание). Следовательно, нормальная нагрузка и остеокинематика, которым тазобедренный сустав обычно подвергается in vivo (например,грамм. сгибание-разгибание, отведение-приведение, медиальное и латеральное вращение) не могут быть воспроизведены in vitro , что может привести к приложениям к суставу некоторых аномальных нагрузок. Кроме того, хотя данные коэффициента трения были нормализованы для учета любого небольшого смещения сустава, этот процесс не учитывал какие-либо потенциальные повреждающие эффекты, которые это могло иметь на сочленяющихся поверхностях сустава. Эти факторы могут объяснить незначительные участки повреждения, которые наблюдались на полулунной поверхности нативной вертлужной впадины после выполнения полного моделирования естественного сустава только в течение относительно небольшого количества циклов (т.е. более двух часов).

Телячья сыворотка широко использовалась в качестве смазки при трибологических исследованиях тазобедренного сустава, однако было признано, что вязкость и состав зависят от синовиальной жидкости, которая намного сложнее и содержит гиалуроновую кислоту, различные белки, ферменты и другие вещества. липиды [44]. Гиалуроновая кислота придает синовиальной жидкости ее вязкоупругие свойства [45], а поверхностные фосфолипиды способствуют смазыванию границ суставного хряща [46], что означает, что оба фактора являются важными факторами при рассмотрении естественной смазки суставов.Решение этого вопроса выходило за рамки данного исследования, однако предлагается рассмотреть в будущих трибологических исследованиях естественных суставов лубрикант, содержащий гиалуроновую кислоту и фосфолипиды, которые вместе снижают трение в моделях хряща [47]. . Кроме того, использование ткани, полученной от забитого животного, может потенциально повлиять на режим смазки сустава, особенно на режим граничной смазки. Во многом это связано с отсутствием жизнеспособных хондроцитов, которые продуцируют и поддерживают внеклеточный матрикс [37].Тем не менее, эти ограничения не умаляют основную цель этого исследования, заключающуюся в разработке системы моделирования in vitro для естественного тазобедренного сустава с фиксаторами, позволяющими контролировать ориентацию как бедренной кости, так и вертлужной впадины в будущих исследованиях.

В будущей работе эта методология будет адаптирована для использования с системами моделирования in vitro , которые способны моделировать более физиологические движения, и это обеспечит надежную систему для тестирования полных естественных тазобедренных суставов животных и / или человека.Непрерывная циклическая нагрузка, используемая на протяжении всей симуляции, когда хрящ разгружается только в течение относительно коротких периодов во время фазы качания, представляет собой непрерывную ходьбу, в отличие от входных профилей, которые используют протокол стоп-остановка-старт для облегчения периодов расслабления и повторной ходьбы. гидратация хрящевого матрикса. Если в будущем будут рассматриваться более продолжительные тесты, то этот тип моделирования профиля может обеспечить более реалистичное представление in vivo повседневной активности, которое можно было бы распространить на более широкие слои населения [48, 49].Кроме того, различные морфологии тазобедренного сустава, относящиеся к вертлужной впадине (например, ретроверсия, крутой угол наклона) и проксимальной части бедра (например, бедренная версия различной степени), будут моделироваться и изучаться с использованием приспособлений, разработанных в этом исследовании для изменения ориентации вертлужной впадины. вертлужная впадина и / или бедренная кость. Использование систем координат таза и бедра, например, определенных и рекомендованных Международным обществом биомехаников [50], будет иметь важное значение для облегчения этой работы в будущих исследованиях.Это позволит исследовать морфологические факторы риска развития ОА тазобедренного сустава путем моделирования различных форм и патологий тазобедренного сустава, а также доклинических испытаний ранних интервенционных методов лечения ОА бедра.

Ссылки

1. 1. Нуки Г. Остеоартроз: проблема суставной недостаточности. Z Ревматол . 1999; 58 (3): 142–147. pmid: 10441841
2. 2. Bijlsma JWJ и Knahr K. Стратегии профилактики и лечения остеоартроза бедра и колена. Передовая практика . Рез. . Клин . 2007; 21 (1): 59–76.
3. 3. Felson DT. Развитие клинического понимания остеоартрита. Arthritis Res Ther . 2009; 11 (1): 203–213. pmid: 19232065
4. 4. Lubbeke A, Katz JN, Perneger TV и Hoffmeyer P. Первичная и ревизионная артропластика тазобедренного сустава: 5-летние результаты и влияние возраста и сопутствующих заболеваний. Дж Ревматол . 2007; 34 (2): 394–400. pmid: 17143967
5. 5.Ганц Р., Клау К., Винь Ц и Маст Дж. У. Новая техника периацетабулярной остеотомии для лечения дисплазии тазобедренного сустава и предварительные результаты. Clin Orthop Relat Res . 1988; 232: 26–36.
6. 6. Леуниг М. и Ганц Р. Эволюция и концепции суставосохраняющей хирургии тазобедренного сустава. Костный сустав J . 2014; 96 (1): 5–18. pmid: 24395304
7. 7. Маккарти Дж., Благородный П., Алуизио Ф. В., Шак М., Райт Дж. И Ли Дж. Анатомия, патологические особенности и лечение разрывов вертлужной впадины. Клин Ортоп . 2003; 406: 38–47.
8. 8. Миллис МБ и Ким И-Дж. Обоснование остеотомии и связанных процедур для сохранения тазобедренного сустава: обзор. Clin Orthop. 2002; 405: 108–121.
9. 9. Атешян Г.А. и Моу В.К. Трение, смазка и износ суставного хряща и диартродиальных суставов. В: Mow VC, Huiskes R, редакторы. Основы ортопедической биомеханики и механо-биологии. 3-е изд. Филадельфия: Липпинкотт Уильямс и Уильямс; 2005. с. 447–494.
10. 10. Форстер Х. и Фишер Дж. Влияние времени загрузки и смазки на трение суставного хряща. Proc Inst Mech Eng H . 1996; 210 (28): 109–119.
11. 11. Катта Дж., Паваскар С., Джин З., Ингам Э. и Фишер Дж. Влияние изменения нагрузки на фрикционные свойства суставного хряща. Proc Inst Mech Eng J . 2007; 221 (3): 175–181.
12. 12. Паластанга Н., Филд Д. и Сомс Р. Анатомия и движение человека: структура и функция.4-е изд. Оксфорд: Баттерворт Хайнеманн; 2002.
13. 13. Фергюсон С.Дж., Брайант Дж.Т., Ганц Р. и Ито К. Исследование in vitro вертлужной губной уплотнения в механике тазобедренного сустава. Дж Биомех . 2003; 36 (2): 171–178. pmid: 12547354
14. 14. Фьюри MJ и Буркхардт BM. Биотрибология: трение, износ и смазка естественных синовиальных суставов. Наука о смазке . 1997; 9 (3): 255–271.
15. 15. Катта Дж., Джин З., Ингам Э. и Фишер Дж.Биотрибология суставного хряща — обзор последних достижений. Med Eng Phys . 2008; 30 (10): 1349–1363. pmid: 18993107
16. 16. О’Келли Дж., Ансуорт А., Доусон Д., Холл Д. А. и Райт В. Исследование роли синовиальной жидкости и ее компонентов в трении и смазке тазобедренных суставов человека. Eng Med . 1978; 7 (2): 73–83.
17. 17. Song Y, Ito H, Kourtis L, Safran MR, Carter DR и Giori NJ. После удаления вертлужной губы увеличивается трение суставного хряща в тазобедренных суставах. Дж Биомех . 2012; 45 (3): 524–530. pmid: 22176711
18. 18. Ансуорт А., Доусон Д. и Райт В. Фрикционное поведение синовиальных суставов человека — Часть I: Естественные суставы. Дж Трибол . 1975; 97 (3): 369–376.
19. 19. Ли Дж., Хуа Х, Джин З., Фишер Дж. И Уилкокс РК. Влияние клиренса на зависящую от времени производительность бедра после гемиартропластики: исследование методом конечных элементов с двухфазными свойствами вертлужного хряща. Med Eng Phys .2014; 36 (11): 1449–1454. pmid: 24957488
20. 20. Личанг Дж., Тейлор С.Д., Джин З., Фишер Дж. И Уильямс С. Влияние клиренса на трибологию хряща при гемиартропластике тазобедренного сустава. Proc Inst Mech Eng H . 2013; 227 (12): 1284–1291. pmid: 24043224
21. 21. Паваскар С.С., Гросланд Н.М., Ингам Э., Фишер Дж. И Джин З. Гемиартропластика тазобедренного сустава: экспериментальная проверка с использованием вертлужной впадины свиньи. Дж Биомех . 2011; 44 (8): 1536–1542. pmid: 21439570
22. 22.Гровс Д. и Уильямс С. Набор данных, связанных с «методом моделирования in vitro для трибологической оценки полных естественных тазобедренных суставов». Университет Лидса, Великобритания [набор данных]; 2017. https://doi.org/10.5518/171.
23. 23. Simulation Solutions Ltd. Руководство по аппаратному обеспечению ProSim Friction Simulator III (вариант Leeds iMBE). 1.7 изд. Стокпорт, Великобритания: Simulation Solutions Ltd; 2012. 60 с.
24. 24. Личжан Дж. Трибология гемиартропластики. Кандидат наук. Университет Лидса; 2010 г.
25. 25. Гровс Д. Геометрические вариации при остеоартрозе тазобедренного сустава и трибология естественного тазобедренного сустава. Кандидат наук. Университет Лидса; 2015.
26. 26. Ван А., Эсснер А., Полинени В.К., Старк С. и Дамблтон Дж. Х. Смазка и износ сверхвысокомолекулярного полиэтилена при полной замене суставов. Трибол Инт . 1998; 31 (1–3): 17–33.
27. 27. Бергманн Г., Грайхен Ф. и Рольманн А. Силы тазобедренного сустава у овец. Дж Биомех . 1999; 32 (8): 769–777.pmid: 10433418
28. 28. Бергманн Г., Сираки Дж., Рольманн А. и Кёльбель Р. Сравнение сил тазобедренных суставов у овец, собак и людей. Дж Биомех . 1984; 17 (12): 907–909, 911–921. pmid: 6520139
29. 29. Бивенер А.А. Передвижение животных. Оксфорд: издательство Оксфордского университета; 2003.
30. 30. ван Инген Шенау Г.Дж. и Бобберт М.Ф. Глобальный дизайн задних конечностей у четвероногих. Акта Анат . 1993; 46: 103–108.
31. 31. Биттон Р.Экономическое бремя остеоартрита. Am J Manag Care . 2009; 15 (8 доп.): S230 – S235. pmid: 19817509
32. 32. Крофт П. Эпидемиология остеоартрита: Манчестер и другие. Ревматология (Оксфорд) . 2005; 44 (Дополнение 4): 27–32.
33. 33. Робертс Б.Дж., Ансуорт А. и Миан Н. Способы смазки тазобедренных суставов человека. Энн Рум Дис . 1982; 41 (3): 217–224. pmid: 7092334
34. 34. Макировски Т., Тепик С. и Манн Р.В.Напряжение хряща в тазобедренном суставе человека. Дж Биомех . 1994; 116 (1): 10–18.
35. 35. McCann L, Udofia I., Graindorge S, Ingham E, Jin Z и Fisher J. Трибологическое исследование суставного хряща медиального отдела колена с использованием симулятора трения. Трибол Инт . 2008; 41 (11): 1126–1133.
36. 36. Атешян Г.А. Роль повышения давления интерстициальной жидкости в смазке суставного хряща. Дж Биомех . 2009; 42 (9): 1163–1176.pmid: 19464689
37. 37. Mow VCP и Wang CCBMS. Некоторые аспекты биоинженерии для тканевой инженерии суставного хряща. Clin Orthop Relat Res . 1999; 367 (Дополнение): S204 – S223.
38. 38. Форстер Х. и Фишер Дж. Влияние непрерывного скольжения и последующего износа поверхности на трение суставного хряща. Proc Inst Mech Eng H . 1999; 213 (4): 329–345. pmid: 10466364
39. 39. Уокер П.С., Доусон Д., Лонгфилд, доктор медицины и Райт В.«Усиленная смазка» синовиальных суставов за счет захвата и обогащения жидкости. Энн Рум Дис . 1968; 27 (6): 512–520. pmid: 5728097
40. 40. Тейлор С.Д., Циридис Э., Ингам Э., Джин З., Фишер Дж. И Уильямс С. Сравнение хондральных свойств и геометрии головки бедренной кости человека и животных. Proc Inst Mech Eng H . 2012; 226 (h2): 55–62.
41. 41. Даллдорф П.Г., Банас М.П., ​​Хикс Д.Г. и Пеллегрини В.Д. Скорость дегенерации вертлужного хряща человека после гемиартропластики. J Bone Joint Surg Am . 1995; 77A (6): 877–882.
42. 42. Дэвас М. и Хинвес Б. Профилактика эрозии вертлужной впадины после гемиартропластики по поводу перелома шейки бедра. J Bone Joint Surg Br . 1983; 65 (5): 548–551. pmid: 6643556
43. 43. Филипс TW. Гемиартропластика Томпсона и эрозия вертлужной впадины. J Bone Joint Surg Am . 1989; 71 (6): 913–917. pmid: 2745486
44. 44. Макнари С.М., Атанасиу К.А. и Редди А.Х. Инженерная смазка суставного хряща. Tissue Eng Часть B Ред. . 2012; 18 (2): 88–100. pmid: 21955119
45. 45. Swann D, Radin E, Nazimiec M, Weisser P, Curran N и Lewinnek G. Роль гиалуроновой кислоты в смазке суставов. Энн Рум Дис . 1974; 33 (4): 318–326. pmid: 4415649
46. 46. Сарма А.В., Пауэлл Г.Л. и Лаберж М. Фосфолипидный состав смазки на границе суставного хряща. Дж. Ортоп Рес . 2001; 19 (4): 671–676. pmid: 11518278
47. 47. Форси Р.У., Фишер Дж., Томпсон Дж., Стоун М.Х., Белл С. и Ингхэм Э.Влияние смазок на основе гиалуроновой кислоты и фосфолипидов на трение в модели повреждения хряща человека. Биоматериалы . 2006; 27 (26): 4581–4590. pmid: 16701868
48. 48. Редакторы Chan FW, Bobyn JD, Medley JB и Krygier JJ. Имитатор износа металло-металлических имплантатов бедра в условиях неблагоприятных нагрузок. Trans 45th Ann. Встреча Ортоп. Res. Soc .; 1999; Анахайм, Калифорния.
49. 49. Roter GE, Medley JB, Bobyn JD, Krygier JJ и Chan FW. Движение «стоп-остановка-начало»: новый протокол моделирования износа тазобедренных имплантатов «металл-металл».В: Доусон Д., Прист М., Далмаз Г., Любрехт А.А., редакторы. Серия трибологии. Том 40: Эльзевир; 2002. с. 367–376.
50. 50. Wu G, Siegler S, Allard P, Kirtley C, Leardini A, Rosenbaum D, et al. Рекомендация ISB по определениям совместной системы координат различных суставов для сообщения о движении суставов человека — часть I: голеностопный сустав, бедро и позвоночник. Дж Биомех . 2002; 35 (4): 543–548.

Hip Simulator — обзор

10.5.6 Протезы и измерения

Испытания на износ симулятора тазобедренного сустава в основном касались износа суставных поверхностей и, как правило, не учитывали возможный износ на других поверхностях. Это, возможно, удивительно, учитывая исследования в 1990-х годах износа конических соединений бедренной кости (Marlowe et al., 1997) и деформации вертлужной впадины, приводящей к износу задней части (Yamaguchi et al., 1999). Аналогичным образом, обработка задней части вертлужной впадины для облегчения установки в симуляторе, как было показано, вызывает деформацию вертлужной впадины, приводящую к чрезмерному износу (Kamali et al., 2008b). В ходе некоторых тестов на износ симулятора бедра головки бедренной кости устанавливались на бедренной ножке, как и предполагалось in vivo (Barbour et al., 1999), но измерение износа конусообразного соединения бедренной кости, по-видимому, игнорировалось. Несмотря на доказательства, подтверждающие тестирование полных протезов и их распознавание (Smith, 1999), тестирование на симуляторе обычно включало установку головок бедренной кости и вертлужных чашек / вкладышей на изготовленных на заказ держателях, чтобы они соответствовали симулятору. Как заметил Сайкко, «поскольку бедренную ножку трудно надежно прикрепить к симулятору, для фиксации головки на симуляторе вместо стержня использовался специальный держатель головки бедренной кости» (Saikko, 1996).

Установка компонентов in vitro, как и предполагалось in vivo, безусловно, возможна. Измерение износа различных компонентов действительно связано с возможными протокольными и техническими проблемами, хотя они и не должны быть непреодолимыми. Примером этих технических проблем является измерение износа гравиметрическим методом, поскольку общая масса головки и ножки бедренной кости может быть больше, чем масса, которую можно измерить с помощью обычно используемых весов. Возможным решением может быть выполнение объемных измерений с помощью координатно-измерительной машины (КИМ) или измерение остатков износа (Kamali et al., 2008b). Другой проблемой является определение того, где происходит износ, например, на мужской цапфе или женском конусе внутри головки бедренной кости, что возможно с использованием КИМ (Langton et al., 2012; Bone et al., 2015) и должно быть возможным гравиметрически. В новом подходе к измерению износа конического соединения в симуляторе использовался манжет для изоляции износа конического соединения от износа сочленяющихся поверхностей (Pamu et al., 2012). Следует учитывать и измерять износ всех поверхностей.

Размеры и геометрия компонентов должны быть измерены, по крайней мере, до и после испытаний с помощью КИМ. Точно так же измерения шероховатости поверхности должны проводиться, по крайней мере, до и после тестирования и не ограничиваться только сочленяющимися поверхностями, например, измерения цапфы бедренной ножки и конуса головки бедренной кости вполне подходят. Остатки износа следует хранить и анализировать по результатам испытаний, поскольку хорошо известно, что объемная скорость износа является лишь частью проблемы; материал, размер и морфология частиц имеют фундаментальное значение для индуцированного биологического ответа (Ingham and Fisher, 2000).

Симулятор тазобедренного сустава (а) весь тренажер, разделенный на (I) основной корпус, …

Контекст 1

… показано на рис. 2. Согласно таблице I, каждый тренажер имеет 2 или 3 ось вращения, с помощью которой достигается поворот на определенные углы в различных градусах. AMTI-Boston Hip Simulator имитирует движение бедра с одновременной нагрузкой в ​​физиологической среде (рис. 2а). Симулятор обеспечивает вращение вокруг трех осей в сагиттальной плоскости, плоскости отведения / приведения и вокруг вертикальной (бедренной) оси, а также профили нагрузки, которые имитируют ходьбу или подъем по лестнице.В симуляторе HUT-4 на 12 станций (рис. 2б) протез находится в анатомическом положении и самоцентрируется. Электромеханическое движение состоит из сгибания-разгибания (FE) и отведения-приведения (AA) бедренного компонента. Сайкко представил полезный способ сравнения износа, производимого in vivo и in vitro симуляторами износа, с использованием коэффициента износа. Идея коэффициента износа заключается в том, что скорость износа пропорциональна нагрузке и расстоянию скольжения [6-7]. Кроме того, конструкция такого симулятора, выполненная посредством сравнительного анализа, представляет собой ценную основу для исследований взаимосвязи между типами разнонаправленного движения и износом [8].Симулятор тазобедренного сустава Mark II Durham (рис. 2c) представляет собой пятипозиционный тренажер, в котором суставы установлены анатомически и подвергаются циклу динамической нагрузки с независимым движением по двум осям. Тренажер тазобедренного сустава Leeds PA II (рис. 2d) имеет шесть станций. Нагрузка прикладывается в вертикальном направлении, и симулятор может независимо управлять вращением сгибание-разгибание и внутреннее-внешнее вращение с упрощенными циклами для создания разнонаправленного движения между головкой бедренной кости и вертлужной чашкой.Подшипники сустава устанавливаются в анатомическом положении, при этом бедренная ножка и вертлужная впадина цементируются в металлические держатели. Движения могут выполняться в виде плавных синусоидальных циклов с применением сгибания / разгибания бедренных компонентов с амплитудами +30 / — 15 ° и внутренней / внешней ротации ± 10 °. Внутреннее / внешнее вращение применялось на 90 ° не в фазе сгибания / разгибания, так что между компонентами мог образоваться открытый эллиптический путь износа. Было показано, что это дает результаты, аналогичные симуляторам бедра с тремя физиологическими осями движения; см. также [3] и [9].Тренажер тазобедренного сустава ProSim Limited имеет 10 станций (рис. 2д). На каждой станции чашка устанавливается в анатомическом положении над головкой бедренной кости под углом 35 ° к горизонтальной плоскости. Это положение повторяет наклон чашки в тазу под углом 45 ° к вертикали и результирующий вектор нагрузки 10 ° медиально. Каждая станция имеет две степени свободы, а диапазон движения варьируется от –30 ° до + 30 °. Кинематика нагрузки и движения соответствует исследованиям Пола [10].Для оценки этого симулятора был проведен ряд исследований с целью изучения роли материалов имплантатов [11] и дизайна их формы [12]. Симулятор тазобедренного сустава MATCO (модель EW08 MMED) имеет два блока по восемь каналов в каждом (рис. 2f). Чашечки и головки установлены в неанатомическом положении. Этот тренажер предполагает симметричное смещение чашки над неподвижной головкой в ​​диапазоне примерно 45 ° (± 22,5 °) как в сагиттальной, так и во фронтальной плоскостях без поворота в поперечной плоскости.Обычно прилагаемая нагрузка соответствует кривой Пауля с пиковой нагрузкой 2,1 кН. Тренажер Shore Western Hip представляет собой тренажер на 12 станций (рис. 2g). На каждой станции имплантаты устанавливаются в неанатомическом положении, а выравнивание головок обеспечивается шарикоподшипником на держателе головки. На каждой станции имплантаты устанавливались в неанатомическом положении (вверх ногами), а края чашки были установлены под углом примерно 23 ° относительно горизонтальной плоскости [13]. Становится очевидным, что возможности симулятора дают возможность более качественного анализа и экспериментов in vitro по изучению новых и эволюционных материалов для имплантатов [14].III. КОНСТРУКЦИЯ СИМУЛЯТОРА БЕДРА Основные характеристики представленных выше испытательных машин наряду с рекомендациями стандарта ISO 14242 были приняты во внимание при разработке новой концепции трёхосевого тренажера бедра, который будет способен сочетать движения / вращения. в трех важных углах. Весь дизайн был выполнен с использованием программного обеспечения CAD в Лаборатории производственных технологий Афинского национального технического университета. В соответствии с ограничениями, которые конкретная машина должна соответствовать существующему автоматическому прессу Instron®, чтобы контролировать величину нагрузки, действующей на имплантаты во время исследования, максимальная высота симулятора не должна превышать 1 м.Кроме того, необходимо предусмотреть пространство для двигателя, который будет приводить во вращение эксцентриковый шкив каждой оси, а также резервуар, заполненный жидкостью, представляющей среду внутри человеческого тела, в которую будет погружен имплант. Следуя возникшим ограничениям, мы разработали концепцию проекта, показанную на рис. 3. Предлагаемая здесь испытательная машина состоит из четырех основных комплектов деталей, перечисленных ниже:  Основной корпус симулятора (I)  Электродвигатель для вращения эксцентриковых шкивов через систему приводной цепи и зубчатой ​​цепи (II) • 3 эксцентриковых шкива (III), по одному на каждую ось движения, которые придают движение резервуару • Резервуар для погружения имплантата, заполненный специальным жидкость, имитирующая физиологические явления (IV). Эксцентрические шкивы играют наиболее важную роль в этом механизме, поскольку они в основном заряжены для воспроизведения точного вращения тазобедренного сустава человека в условиях ходьбы, в соответствии с рекомендациями ISO 14242. dations.Это сложное движение описано на рис. 1, и его значения позволяют рассчитать точный радиус шкивов в каждой точке их периферии. Движение разгибания и сгибания ограничено между углами от +25 ο и -17 ο. Движение начинается под углом 25 ο и постепенно снижается до нижней точки в -17, что соответствует 50% вращения шкива. Затем следует движение вверх до верхней точки на +25 ο. Принимая во внимание ограничения движения, расстояние 150 мм между резервуаром и шкивом и радиус шкива 105 мм, можно рассчитать точный радиус в каждой точке периферии шкива, как показано на графике на рис.4 Движение отведения и приведения происходит между углами +7 ο и -7 ο. Движение начинается под углом 3 ο и постепенно увеличивается до верхней точки +7 ο, соответствующей 21% поворота шкива. Движение вниз следует до нижней точки -7 ο, соответствующей 62% вращения шкива, и, наконец, движение вверх завершает вращение при 3 ο. Принимая во внимание все ограничения движения, расстояние между резервуаром и шкивом 150 мм и радиус шкива 105 мм, также был рассчитан точный радиус шкива в каждой точке его периферии; см. рис.4. Вращение внутрь и наружу ограничено углами от +2 ο до -10 ο. Движение начинается под углом -10 ο и постепенно увеличивается до верхней точки +2 ο (при 50% вращения шкива), снова опускаясь вниз до нижней точки при -10 ο. Принимая во внимание все ограничения движения, расстояние между резервуаром и шкивом 60 мм и радиус шкива 60 мм, также был рассчитан точный радиус шкива в каждой точке его периферии; см. рис. 4. Согласно графику на рис.4 радиус эксцентриковых шкивов в каждой точке связан с углом перемещения по конкретной оси и основным радиусом детали. По сравнению с графиком на рис. 1 форма шкивов точно соответствует форме угла перемещения по оси. Это объясняет то же самое, но в другой плоскости, наклон двух графиков для одной и той же оси вращения. IV. ЗАКЛЮЧЕНИЕ В данной статье обобщается использование тренажеров тазобедренного сустава в исследовании новых материалов для тазобедренного сустава. Были представлены общеизвестные тренажеры, имеющие одну или несколько станций и дающие возможность имитировать движение бедра по 2 или 3 осям.Сравнение этих машин с рекомендациями ISO 14242 привело к разработке нового однопозиционного тренажера бедра с 3-мя осями вращения. Это движение может быть достигнуто с помощью трех отдельных эксцентриковых шкивов определенной формы, которые производят вращение на заданные углы в соответствии с вышеупомянутыми международными …

% PDF-1.4 % 201 0 объект > эндобдж xref 201 103 0000000016 00000 н. 0000002412 00000 н. 0000002669 00000 н. 0000002700 00000 н. 0000002765 00000 н. 0000003429 00000 н. 0000003886 00000 н. 0000003953 00000 н. 0000004172 00000 н. 0000004268 00000 н. 0000004329 00000 н. 0000004424 00000 н. 0000004544 00000 н. 0000004654 00000 н. 0000004801 00000 п. 0000004914 00000 н. 0000005032 00000 н. 0000005179 00000 н. 0000005284 00000 н. 0000005398 00000 п. 0000005525 00000 н. 0000005646 00000 н. 0000005801 00000 п. 0000005934 00000 н. 0000006063 00000 н. 0000006194 00000 н. 0000006331 00000 п. 0000006466 00000 н. 0000006601 00000 п. 0000006733 00000 н. 0000006863 00000 н. 0000006998 00000 н. 0000007130 00000 н. 0000007262 00000 н. 0000007433 00000 н. 0000007621 00000 н. 0000007741 00000 н. 0000007837 00000 п. 0000007934 00000 п. 0000008030 00000 н. 0000008126 00000 н. 0000008223 00000 п. 0000008320 00000 н. 0000008415 00000 н. 0000008510 00000 н. 0000008604 00000 н. 0000008699 00000 н. 0000008793 00000 н. 0000008888 00000 н. 0000008984 00000 п. 0000009079 00000 н. 0000009174 00000 п. 0000009270 00000 н. 0000009364 00000 н. 0000009458 00000 п. 0000009551 00000 п. 0000009645 00000 н. 0000009741 00000 н. 0000009837 00000 н. 0000009933 00000 н. 0000010029 00000 п. 0000010125 00000 п. 0000010221 00000 п. 0000010317 00000 п. 0000010413 00000 п. 0000010630 00000 п. 0000011081 00000 п. 0000011281 00000 п. 0000011822 00000 п. 0000012381 00000 п. 0000013111 00000 п. 0000013133 00000 п. 0000013433 00000 п. 0000013692 00000 п. 0000014530 00000 п. 0000014552 00000 п. 0000015425 00000 п. 0000015447 00000 п. 0000016270 00000 п. 0000016292 00000 п. 0000017156 00000 п. 0000017178 00000 п. 0000017422 00000 п. 0000017739 00000 п. 0000018125 00000 п. 0000018306 00000 п. 0000019174 00000 п. 0000019196 00000 п. 0000020050 00000 п. 0000020072 00000 н. 0000020923 00000 п. 0000020945 00000 п. 0000021649 00000 н. 0000027014 00000 п. 0000027917 00000 н. 0000034228 00000 п. 0000036328 00000 п. 0000036422 00000 н. 0000037206 00000 п. 0000054288 00000 п. 0000057342 00000 п. 0000002806 00000 н. 0000003407 00000 н. трейлер ] >> startxref 0 %% EOF 202 0 объект > эндобдж 203 0 объект [ 204 0 руб. ] эндобдж 204 0 объект > >> эндобдж 205 0 объект > эндобдж 302 0 объект > поток Hb«`f` 8A ؀, & bihs ؞ y} &? OSmV: G? =: R [n |: Ct? #CV? P 픓 o7 +? B * BƝ / owFЈ $ EWDe

TE 86 МНОГОСТАНЦИОННОЕ БЕДРА СОВМЕСТНЫЙ СИМУЛЯТОР — Phoenix Tribology Ltd

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 провести различие между симуляторами горизонтального коленного сустава, вертикальными симуляторами, так называемыми Oxford-Rigs, и симуляторами, управляемыми 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). Обычно бедренная или большеберцовая кость прикрепляется к основанию тренажера или к подвижной поворотной руке, которая 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 (Завацкий, 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. Обычно моделируют четырехглавую мышцу, двуглавую икроножную мышцу 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; Gill et al., 2003; Hofer et al., 2011; Heinrichs et al., 2017). Однако в большинстве случаев прилагаемые мышечные силы относительно низкие 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 симуляторах коленного сустава являются либо пассивное сгибание колена, либо контроль угла сгибания колена, либо сила реакции опоры через контур 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 требуемые для прыжкового приземления (145 ° / с).

Чтобы реально достичь реалистичных условий тестирования in vitro , которые возникают во время повседневной деятельности, требуются 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, основанная 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 дополнительному подшипнику 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 объединяются 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 / момента (K6D68, ME-Messsysteme GmbH) закреплен непосредственно под узлом голеностопного сустава.Таким образом, движение бедра создает сгибание и разгибание коленного сустава, в то время как 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 разработан 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 из исследования комбинированного анализа движений и 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 помощью 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 специализированного 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 людей (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, используемым 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 использовался для сглаживания кинематических данных (Woltring, 1991). Входные данные для модели были созданы с использованием настраиваемых подпрограмм MATLAB (2014b, The MathWorks, Inc., Натик, Массачусетс, США) на основе сценариев 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.

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 к большеберцовой кости с помощью кортикального винта 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 ввести 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 с помощью винта, чтобы свести к минимуму перемещение датчика во время тестирования.

Рис. 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 закреплен в динамическом имитаторе 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 местах анатомического введения. Поэтому для моделирования передних мышц бедра в месте прикрепления сухожилия надколенника на бугорке большеберцовой кости просверливали отверстие, а затем вставляли стержень с резьбой и закрепляли 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 для установления связи 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 подушечку 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 устройств, 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 в 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 выполнялось 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 медленных приседаний 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