Отведение плеча в тренажере: Разведение рук в тренажере. Изучаем все тонкости и секреты.

Содержание

Разведение рук в тренажере. Изучаем все тонкости и секреты.

Приветствую Вас, мои уважаемые читатели, почитатели и прочие личности! Настало время технической заметки на Азбука Бодибилдинга, и сегодня мы поговорим про разведение рук в тренажере. По прочтении Вы узнаете все о мышечном атласе, преимуществах и технике выполнения упражнения, также мы выясним его эффективность и целесообразность включения в тренировочную программу.

Итак, сидаун плиз, мы начинаем.

Разведение рук в тренажере. Что, к чему и почему?

Тренируете ли Вы свои плечи? как часто? какие упражнения используете?

По статистике большинство посетителей тренажерного зала занимаются одинаково, т.е. используют неправильные схемы и совершают одинаковые ошибки. Это также касается тренировки дельт, – зачастую передний/средний пучки перегружаются, а задний не дополучает нагрузки. И действительно, окиньте взглядом свою текущую программу и Вы увидите, что задняя дельта практически бездействует, а вместо нее работают передняя и средняя, как-то, в жиме штанги лежа или армейском жиме стоя. По факту получаем неравномерное распределение нагрузки и в пределе высокий риск возникновения травмы плеча ввиду мышечного дисбаланса.

Упражнение разведение рук в тренажере может поспособствовать в решении этого вопроса, и о нем мы и поговорим далее.

Примечание:
Для лучшего усвоения материала все дальнейшее повествование будет разбито на подглавы.

Мышечный атлас

Упражнение относится к классу изолирующих с типом силы pull (тянуть) и имеет своей основной целью проработку заднего пучка дельт.

Мышечный ансамбль включает в себя следующие единицы:

  • таргетируемая – задняя дельта;
  • синергисты – подостная, малая круглая, трапеция (низ/середина), ромбовидные;
  • стабилизаторы – трицепс, разгибатели запястья;

Полный мышечный атлас представляет собой такую картину.

Преимущества

Выполняя упражнение разведение рук в тренажере (обратная бабочка), Вы вправе рассчитывать на получение следующих преимуществ:

  • формирование рельефа заднего пучка дельт (тонкая доводка формы);
  • детализация верха спины;
  • увеличение силы задней дельты;
  • придание плечам более округлой формы;
  • укрепление ротаторной манжеты (мышцы-вращатели) плеча;
  • повышение устойчивости плечевого сустава к нагрузкам (например, при частой работе с жимом лежа);
  • устранение асимметрии.

Техника выполнения

Обратная бабочка относится к упражнениям начального уровня сложности. Пошаговая техника выполнения выглядит следующим образом.

Шаг №0.

Отрегулируйте тренажер peck-deck таким образом, чтобы расстояние между рукоятками соответствовало ширине плеч, а руки были полностью выпрямлены и параллельны полу. Установите нужный вес на системе блоков. Займите позицию — грудная клетка прижата к спинке сиденья, спина прямая, в пояснице небольшой прогиб, руки вытянуты и держат рукояти нейтральным хватом (ладони смотрят друг на друга). Это Ваша исходная позиция.

Шаг №1.

Сделайте вдох и, задержав дыхание, усилием задних дельт и мышц верха спины разведите рукоятки тренажера как можно дальше назад (за себя). Локти при этом не опускайте, а удерживайте на уровне плеч. В конечной точке траектории сделайте небольшую паузу и сильно напрягите задние дельты. Произведите выдох и плавно верните рукояти в ИП.

В картинном варианте все это безобразие выглядит следующим образом.

В движении так…

Вариации

Помимо классического варианта разведений рук в тренажере существует несколько вариаций, в частности:

  • в тренажере с валиками;
  • с эластичными лентами стоя;
  • в кроссовере лицом вперед.

Секреты и тонкости

Чтобы выжать максимум из упражнения, придерживайтесь следующих рекомендаций:

  • на протяжении всего движения не отрывайте грудную клетку от скамьи сиденья, а спину держите ровно;
  • не сгибайте/разгибайте руки во время движения;
  • выполняйте упражнение за счет усилия задних дельт/спины, а не рук, а для этого представьте, что Вы разводите не рукоятки, а локти;
  • чтобы максимально включить задние пучки дельт, старайтесь заводить локти за спину;
  • в процессе выполнения упражнения не опускайте локти, а постоянно удерживайте их на уровне плеч;
  • при возвращении в ИП не опускайте груз блоков до конца, т.е. следите за тем, чтобы отягощение не билось о колодку;
  • в конечной точке траектории задержитесь на 1-2 счета и дополнительно “прожмите “ дельты;
  • медленно и подконтрольно возвращайте рукояти в ИП;
  • техника дыхания: вдох — задержка дыхания — фаза разведения рук; выдох – фаза сведения рук;
  • численные параметры тренировки: количество подходов
    3-4
    , повторений 12-15.

С теоретической стороной закончили, теперь давайте разберем некоторые практические моменты.

Какое положение рук в тренажере peck deck (обратная бабочка) наиболее эффективно для проработки задних дельт?

При выполнении разведений в тренажере руки можно располагать в 2-х позициях: пронация (ладони смотрят в пол) и нейтраль (смотрят друг на друга). Результаты электрической активности мышц (The Journal of Strength and Conditioning Research, 2013, США) показали, что средние значения ЭМГ выше для варианта, когда руки находятся в нейтральной позиции. Именно она наиболее эффективна с точки зрения максимального включения задней дельты и подостной мышцы спины.

У меня отстает задняя дельта, как мне ее накачать?

Как было сказано в самом начале заметки, ситуация имеет место у 95% посетителей тренажерных залов. Если Вы хотите “подтянуть” заднюю дельту, то попробуйте следующую стратегию тренинга:

  • отведите под плечи полноценный день и тренируйте сначала передний/средний пучки, а затем задний;
  • проводите 1 сложное/базовое движение и 2 изолирующих;
  • используйте такие упражнения (для задней дельты): сложное/базовое – отведение гантели назад в наклоне с упором о скамью головой; изолирующие – тяга рук к лицу с канатной рукоятью стоя у верхнего блока кроссовера, обратная бабочка;
  • выполняйте по 2-3 подхода на 8-10 повторений в сложном/базовом упражнении и по 5 подходов на 15-20 повторений в изолирующих;
  • придерживайтесь такой схемы минимум 2-2,5 месяца.

Сомневаетесь в действенности этой стратегии тренинга? А Вы попробуйте, и сомнения тут же развеются.

Собственно, с сутевой частью закончили, переходим к…

Послесловие

Сегодня мы выяснили как эффективно проработать задние дельты, и помочь нам в этом может разведение рук в тренажере. Уверен, что Вы найдете достойное применение этому упражнению и в не столь отдаленном будущем получите классные и округлые дельты.

На сим прощаюсь, чтобы в пятницу вновь сказать “и снова здравствуйте!”.

Скачать статью в pdf>>

PS. а какие упражнения на задний пучок используете Вы?

PPS. Помог проект? Тогда оставьте ссылку на него в статусе своей социальной сети — плюс 100 очков к карме гарантировано :).

С уважением и признательностью, Протасов Дмитрий.

Вы можете пропустить чтение записи и оставить комментарий. Размещение ссылок запрещено.

Отведение руки в сторону на блоке: техника выполнения

Изолирующее упражнение, направленное на раздельную проработку пучков дельтовидных мышц, придающее им рельеф, четкое отделение друг от друга. Больше подходит для атлетов со стажем, нежели для новичков.

Какие мышцы работают

Дельтовидные, надостная мышца, трапециевидная мышца, передние зубчатые мышцы.

Варианты

В зависимости от того, какой пучок дельт вы хотите тренировать, нужно встать или сбоку от тренажера, смотря как бы сквозь него, или спиной к нему, для выполнения тяги перед собой, или в наклоне, лицом к блоку. Соответственно, в первом случае будут работать средние пучки, во втором – передние, в третьем – задние. Как наиболее распространенное упражнение рассмотрим подробнее тренировку средних пучков дельт.

Техника выполнения

  • Подойдите к тренажеру сбоку и возьмите одной рукой рукоять троса. Та рука, которую вы собираетесь тренировать, должна свободно подниматься в направлении от блока, в его же плоскости.
  • Спина округлена и нагнута вперед, ноги широко и устойчиво поставлены на полу. Для большей устойчивости другой рукой возьмитесь за станину тренажера. Тренируемую руку немного согните в локте, приподняв груз на пару сантиметров над упорами.
  • Из исходного положения, сделав вдох, тяните рукоять наверх, сохраняя небольшой изгиб в локтевом суставе. Притянув ее до уровня чуть выше плеча, сделайте выдох, и плавно, не задерживаясь, опустите вниз.
  • Затем снова без всякой задержки сделайте еще одно повторение. Утомив мышцы одной руки, начинайте выполнять упражнение другой. Сделайте от 10 до 15 повторений для каждой руки.

Не устанавливайте на блоке слишком большой груз, вам вряд ли удастся при этом сделать упражнение технически правильно.

При отведении руки поднимайте ее выше уровня плеч на 10-15 градусов – в таком положении степень сокращения среднего пучка дельт наиболее высока, что, соответственно повышает качество тренировки.

В целом, отведение руки на тренажере напоминает разводку с гантелями в стороны, с той лишь разницей, что блочный тренажер обеспечивает более глубокую изолированную работу определенного пучка дельт, убирая нагрузку с других мышц.

Очередность

В конце тренировки, после того, как мышцы плеч основательно устали. Перед работой на тренажере постарайтесь сделать как минимум два тяжелых упражнения со свободным весом.

Разведение рук в тренажере бабочка: техника выполнения обратной разводки

Сама по себе обратная бабочка – это одно из упражнений для проработки плеч, с акцентом на заднюю головку дельт. Популярность и польза движения связана с тем, что именно этот пучок считается отстающим у многих атлетов. Потому его выполнение отлично сбалансирует жимовые движения, предотвращая разворот плеч вперед. Все это делает обратную бабочку в тренажере невероятно полезной.

Содержание

Польза и недостатки упражнения

Основные плюсы разведения в обратном пек-дек:

  • Изолирующая проработка отстающего пучка.
  • Улучшение осанки и разворот плеч назад.
  • Профилактика грыж и заболеваний позвоночника в поясничном и шейном отделах.
  • Подходит даже для новичков.
  • Для получения пользы не обязателен нейромышечный контроль, как в других упражнениях на задний пучок.

Минусы носят условный характер. В основном сводятся к неправильной технике выполнения обратной бабочки.

Какие мышцы работают

Во время движения задействуются три крупных мышцы:

Также включаются малая круглая и подостная, но они не рассматриваются, так как не нуждаются в целенаправленном тренинге.

Виды хвата

Для разведения рук в тренажере используют три вида хвата:

  • Прямой (классический) – ладони направлены друг к другу. Самый распространенный хват, который считается наиболее удобным.
  • Обратный – большие пальцы направлены в пол, кисти смотрят друг на друга тыльной стороной.
  • Нейтральный – применяется в тренажерах, где есть возможность использовать горизонтальные рукояти. Ладони направлены вниз.

При работе в пек-дек на заднюю дельту выбирайте наиболее удобный хват. Оптимальный вариант – прямой, как самый удобный и естественный. В остальном, изменение положения кисти никак не сказывается на нагрузке, которую получает задний пучок дельт. Потому польза применения обратного и нейтрального хвата остается недоказанной.

Техника выполнения

Выполнять движения нужно медленно и подконтрольно. Вес отягощений играет менее важную роль, чем правильное выполнение.

Техника разводки сидя в тренажере:

  1. Выставите высоту сидения так, чтобы рука отводилась назад в горизонтальной плоскости (двигалась параллельно полу).
  2. Спинку тренажера отрегулируйте, чтобы она фиксировала положение корпуса.
  3. Садитесь в тренажер и возьмитесь за рукояти.
  4. Начинайте медленно разводить руки в стороны до тех пор, пока кисти не окажутся на одном уровне (отведение руки на 90 градусов).
  5. Сделайте небольшую паузу и в медленном темпе вернитесь в исходную позицию.
  6. В нижней точке не сводите рукояти вместе, чтобы сохранить напряжение в мышцах.

  • Ключевой особенностью является положение плеч. Нередко атлеты при разведении руки назад поднимают плечи, выполняя схожее со шрагами движение. Это ошибка, которая снимает часть нагрузки с целевой области.
  • Также следует помнить, что задний пучок будет изолированно включатся в работу только при работе с небольшими весами. В противном случае нагрузку будут забирать трапеции и другие мышцы, потому движение рекомендуется делать в многоповторном режиме.

Рекомендации

  • Движение не стоит делать в начале тренировки. Оптимально выполнять его в середине занятия, после тяжелой «базы», когда мышцы уже разогреты. Это поможет лучше нагрузить целевую мышцу.
  • Оптимально делать по 10-15 повторений в сете. Последние 2-3 подхода должны выполняться с трудом и предшествовать мышечному отказу.
  • Достаточно делать прорабатывать мышцу в пек-дек один раз в неделю, по 3-4 повторения.
  • Если вы выполняете упражнение в суперсерии, всегда начинайте с того движения, которое нагружает отстающую головку.

Чем заменить упражнение

Если в спортзале нет тренажеров «бабочка» или «пек-дек», в качестве замены можно рассматривать:

  • Отведение руки вверх лежа на скамье боком.

Вывод

Это очень полезное и эффективное движение. Считается необходимым для людей, у которых отмечаются проблемы с осанкой. Отлично подходит для новичков и выполняется с небольшими весами. Одним из важных индикаторов эффективности считается жжение в заднем пучке при выполнении последних повторов в сете.

Обратная бабочка в видео формате

А также читайте:
как делать сведение рук в тренажере бабочка →
Тренировка для плеч в зале →
Как сделать плечи шире →

Отведение плеча Упражнение:… — Life Fitness Astana

Отведение плеча

Упражнение: односуставное, следовательно, изолированное. Рабочий сустав: плечевой. Воздействие на основные мышечные группы: надостная мышца и дельтовидная мышца.

Традиционно считается, что упражнение направлено на развитие средней части дельтовидной мышцы. Это не совсем так. Если передняя и задняя часть дельтовидной мышцы одновременно напрягаются, то они действуют одна по отношению к другой под некоторым углом, и направление их равнодействующей совпадает с направлением волокон средней части мышцы. Так что в работу включаются все три части дельтовидной мышцы, но средняя часть, конечно, в большей степени. Для нее это самое идеальное возможное движение.

Исходное положение: сидя или стоя, рука чуть согнута в локтевом суставе. Движение: на выдохе – выполнить отведение плеча до угла 80–90 градусов, на вдохе – вернуться в исходное положение.

Почему отведение выполняется до угла 80–90 градусов?
Потому что строение плечевого сустава таково, что плечо можно отвести не более чем на 90 градусов. В этом положении сустав блокируется, и дальнейшее отведение происходит за счет вращения лопатки нижним углом кнаружи. А это движение происходит в результате работы трапециевидной и передней зубчатой мышцы. В фитнесе предпочитают делать движения не по полной амплитуде, чтобы не перегружать сустав, поэтому рекомендуют ограничивать движение углом 80 градусов.

Нужно ли делать рекомендуемое многими изданиями небольшое пронирующее движение плечевой кости в конечной фазе – поворот гантели большим пальцем вниз, имитирующий выливание воды из стакана?
По желанию. Это несколько увеличит нагрузку на переднюю часть дельтовидной мышцы, но на среднюю никакого влияния не окажет. Сложность в том, что дельтовидная мышца крепится к плечевой кости в районе дельтовидной бугристости, а это примерно в середине плечевой кости. При выпрямленной руке, учитывая небольшой размер мышцы, получается такой рычаг, что поднять большой вес просто невозможно по всем законам биомеханики. Естественно, если поднимать только работой мышцы дельтовидной и надостной. А маленькая гантель – это удар по эго типичного спортсмена-любителя, и он не может на это пойти. В результате в большинстве случаев можно наблюдать следующую технику выполнения. Спортсмен держит в руках гантели весом 20 кг, а то и более. Спина несколько наклонена вперед. За счет мощного и быстрого разгибания спины он обеспечивает начальную инерцию движения. Дельтовидные мышцы задают только направление этого движения. Далее в работу мощно включаются трапециевидные мышцы, поднимая плечи. Их силовой потенциал в несколько раз превосходит потенциал дельтовидных. Естественно, зафиксировать такой вес в горизонтальном положении дельты не могут. Они, конечно, работают и при такой технике, но каков их вклад – определить невозможно. В каждом подходе он может быть различным, но везде будет менее 50%, а то и 30%, в зависимости от скорости движения. Пусть этот вариант техники утрирован, но во время выполнения этого упражнения плечевой пояс поднимается у 90% людей. 90% занимающихся тренируют в первую очередь не дельты, а трапеции. И отказ в выполнении упражнения наступает не из-за закисления дельтовидных мышц, а из-за отказа трапециевидных. Когда их сила падает, на долю дельтовидных приходится вес, который они не в силах поднять даже будучи свежими. Естественно, они не могут его поднять, но отказ на фоне закисления в них не наступает, соответственно, предпосылок для их роста в мышцах не создается. Получается парадоксальная ситуация. Атлет хочет, чтобы его плечи стали шире, делает это упражнение по описанной выше технике, но рост дельт минимален, и трапеции растут. От этого плечи становятся более покатыми и визуально выглядят более узкими.

Как же это исправить?
Нам нужно, чтобы плечи (плечевой пояс) были неподвижны, не поднимались вверх. Поэтому, чтобы не дать включаться трапециевидным мышцам, точнее верхней их части, которая и поднимает плечи, мы должны статично напрячь мышцы-антагонисты – нижнюю часть трапециевидных и широчайшие мышцы спины. Этого легко добиться, если максимально свести лопатки и статично напрячь широчайшие. Если встать перед зеркалом и в такой позиции, удерживая статичное напряжение, делать отведение с гантелями весом в два, а то и в три раза меньше, чем обычно, то вы почувствуете совсем другую нагрузку, и нагружаться будут именно дельтовидные мышцы. В крайней верхней точке движения необходимо делать фиксацию. Если не получается, вес слишком велик. Темп медленный! При выполнении упражнения с гантелями максимальная нагрузка на тренируемые мышцы будет в положении рук параллельно полу, и мы не должны прийти в это положение, используя инерцию. Поэтому, темп медленный! И первое время тренируйтесь перед зеркалом под строгим визуальным контролем. Плечи будут стремиться подняться, но их надо удерживать неподвижными. И помните, что максимальная нагрузка при выполнении упражнения с гантелями стоя будет в положении, когда рука параллельна полу. При выполнении на кроссовере – когда рука перпендикулярна тросу, при выполнении отведения плеча на специальном тренажере – нагрузка равномерна по всей траектории движения. Но требования к технике выполнения упражнений во всех этих вариантах одинаковы. Поверьте, результат превзойдет ваши ожидания!

Упражнения на мышцы плеча

Плечевые мышцы.

Мышцы плеч состоят из трех пучков: переднего Anterior Deltoid,среднего Middle Deltoid и заднего Posterior Deltoid. Все вместе они  выполняют фронтальное отведение плеча.

Anterior Deltoid участвует в сгибании плеча, а Posterior Deltoid в горизонтальном отведении плеча. Суставы, задействованные в работе плечевых мышц это локтевой, плечевой и лопаточный. Плоскость выполнения упражнения корональная (фронтальная). 

 

1. Press Behind Neck Olympic Bar. В положении сидя, плечевой жим  со свободной штангой из-за затылка.

 

2. Seated Front Dumbbell Press. В положении сидя, плечевой жим  с гантелями.

 

3. Seated Front Barbell Press. В положении сидя,плечевой жим свободной штанги спереди.

 

4. Smith Machine. В положении сидя, плечевой жим  на машине Смитта.

 

Упражнение главным образом воздействует и укрепляет плечевые мышцы Deltoids. Мышцы работают в различных суставах следующим образом:

 

Сустав Движение Сокращение Агонист Синергист Антагонист
Плечо Отведение форонтальное Концентрическое

Middle Deltoid

Рычаг 3

Supraspinatus

Upper Pectoralis

Anterior  Deltoid

Рычаг 3

Latissimus Dorsi

Teres Major

Lower Pectoralis

Лопатка Отведение и поворот наружу Концентрическое Seratus Anterior

Upper & Lower Trapezius   

Middle Trapezius

Rhomboids    

Локоть Разгибание Концентрическое

Triceps

Рычаг 1

  Biceps,Brahialis,Brahioradialis

 

 

Замечания: Плоскость выполнения упражнения корональная (фронтальная). Удобно сесть и опереться на спинку скамьи, в нижнем положении угол между плечом и локтем 90 градусов, локти по сторонам туловища, не сближать и не расставлять. При узком захвате (небольшой наклон) агонистом является Anterior Deltoid, синергистами Upper Pectoralis, Coracobrachialis ,Middle Deltoid.
При работе с гантелями, в отличие от штанги, ход движения мышцы больше и поэтому больше участвующих синергистов.

 

5. Standing Dumbbell Side Laterals. В положении стоя, отведение плеча с гантелями.

 

6. Отведение плеча на специальном тренажере (дельта-машина).


7. В положении стоя, отведение плеча на нижнем блоке кроссовера.
Упражнения главным образом воздействует и укрепляет плечевые мышцы Deltoids. Мышцы работают в различных суставах следующим образом:

 

Сустав Движение Сокращение Агонист Синергист Антагонист
Плечо Отведение
Концентрическое

Middle Deltoid

Рычаг 3

Supraspinatus

Anterior  Deltoid

Рычаг 3

Latissimus Dorsi

Teres Major

Lower Pectoralis

Лопатка Отведение и поворот наружу Концентрическое Seratus Anterior

Upper & Lower Trapezius   

Middle Trapezius

Rhomboids    

Локоть Разгибание, только если чуть согнут
Изометрическое

Triceps

Рычаг 1

 

 

Замечания: Плоскость выполнения упражнения корональная (фронтальная). Движение выполняется до пересечения с линией плеч и далее до угла 120 градусов, одновременно с латеральной ротацией. Локоть чуть согнут. Triceps помогают в изометрическом сокращении, а поскольку рычаг массы меньше, будет немного легче. На тренажере, ход движения будет короче, нельзя выполнить латеральную ротацию. На нижнем блоке движение выполняется от точки, пересекающей линию тела до угла 120 градусов. Максимальный момент силы при 90 градусах между кабелем и рукой.

 

8. Upright Rowing. В положении стоя, прямая тяга со штангой (к подбородку).

 

9. В положении стоя, прямая тяга нижнего блока.

 

10. В положении стоя, прямая тяга с гантелями.
Упражнения главным образом воздействует и укрепляет плечевые мышцы Deltoids. Мышцы работают в различных суставах следующим образом:

 

Сустав Движение Сокращение Агонист Синергист Антагонист
Плечо Отведение
Концентрическое

Middle Deltoid

Рычаг 3

Supraspinatus

Anterior  Deltoid

Рычаг 3

Latissimus Dorsi

Teres Major

Lower Pectoralis

Лопатка Отведение и поворот наружу Концентрическое Seratus Anterior

Upper & Lower Trapezius   

Middle Trapezius

Rhomboids    

Локоть Сгибание
Концентрическое Brachialis
Рычаг 3

Biceps
Рычаг 3

Brachiora Dialis
Рычаг 3

Triceps

 

 

Замечания:  Плоскость выполнения упражнения корональная (фронтальная). Упражнение выполняется с более узким хватом грифа, чем жимы. Штанга располагается близко к телу на протяжении всего движения и доходит до подбородка. Локти поданы чуть вперед. Во время работы на нижнем блоке нельзя стоять далеко от оси вращения, чтобы не изменять траекторию движения и не переносить акцент на другую мышцу.

 

11. В положении лежа, горизонтальное отведение плеча с гантелями.

 

12.В положении лежа, горизонтальное отведение плеча на кабелькроссе.
Упражнения главным образом воздействует и укрепляет задний пучок плечевых мышц Posterior Deltoid. Мышцы работают в различных суставах следующим образом:

 

Сустав Движение Сокращение Агонист Синергист Антагонист

Плечо

Горизонтальное отведение

Концентрическое

Posterior Deltoid
Рычаг 3

Middle Deltoid
Рычаг 3
 
Teres Minor

Anterior Deltoid

 

Pectoralis Major
Лопатка Приведение Концентрическое Trapezius     Rhomboids Seratus Anterior
Локоть
Изометрическое Triceps
Рычаг 1

 

Triceps

 

Замечания:  Плоскость выполнения упражнения горизонтальная. Упражнение выполняется на специальной скамье, лежа, лицом к полу, руки опущены и перпендикулярны полу. Желательно выполнять движение в пронации, так больше активизируется Posterior Deltoid. По ходу движения можно выполнять также и медиальную ротацию. Небольшой сгиб в локтях укорачивает рычаг массы и делает выполнение упражнения более удобным. На кабелькроссе выполнять упражнение медленно, поскольку изменение угла нагрузки изменяет напраление и силу воздействия на мышцу.


13. Горизонтальное отведение плеча на тренажере. Параллельная тяга на горизонтальном блоке.
Упражнение главным образом воздействует и укрепляет задний пучок плечевых мышц Posterior Deltoid. Мышцы работают в различных суставах следующим образом:

 

Сустав Движение Сокращение Агонист Синергист Антагонист

Плечо

Горизонтальное отведение

Концентрическое

Posterior Deltoid
Рычаг 3

Middle Deltoid
Рычаг 3
 
Teres Minor

Anterior Deltoid

 

Pectoralis Major

Лопатка

Приведение и поворот внутрь

Концентрическое

Trapezius    

Rhomboids

Seratus Anterior

Локоть Сгибание
Концентрическое Biiceps
Рычаг 1

 

Brachialis
Рычаг 3


Brachiora Dialis
Рычаг 2

Triceps

 

Плоскость выполнения упражнения горизонтальная.

 

14.В положении лежа под углом 60 градусов, сгибание плеча с гантелями.
Упражнение главным образом воздействует и укрепляет передний пучок плечевых мышц Anterior Deltoid. Мышцы работают в различных суставах следующим образом:

 

Сустав Движение Сокращение Агонист Синергист Антагонист

Плечо

Сгибание

Концентрическое

Anterior Deltoid
Рычаг 3

Coracobrachialis

Upper Pectoralis
Рычаг 3

Latissimus Dorsi
 
Teres Major
 
Lower Pectoralis
 
Long Head of Triceps
Лопатка Отведение и поворот наружу
Концентрическое Seratus Anterior   

Upper Trapezius +

Lower Trapezius
Middle Trapezius
 
Rhomboids

 

Замечания:  Плоскость выполнения упражнения сагиттальная. Изолированное  упражнение, односуставное и поэтому простое. Спинку скамьи установить с наклоном в 60 градусов, руки перпендикулярно полу, движение начинается из нижнего положения. Максимальная нагрузка на сгибатели в верхней точке, в нижней точке сгибатели максимально растянуты.

 

15. В положении сидя, плечевой жим  со штангой узким хватом.
Упражнение главным образом воздействует и укрепляет передний пучок плечевых мышц Anterior Deltoid. Мышцы работают в различных суставах следующим образом:

 

Сустав Движение Сокращение Агонист Синергист Антагонист

Плечо

Сгибание

Концентрическое

Anterior Deltoid

Рычаг 3
Coracobrachialis
Рычаг 3
Upper Pectoralis
Latissimus Dorsi
 
Teres Major
 
Lower Pectoralis
 
Long Head of Triceps
Лопатка Отведение и поворот наружу
Концентрическое


Seratus Anterior

   

Upper+ Lower Trapezius Middle Trapezius
 
Rhomboids
Локоть Разгибание
Концентрическое Triceps
Рычаг 1
Biceps,Brahialis,Brahioradialis


Плоскость выполнения упражнения сагиттальная. Пронация, в плечах сгибание, в лопатке отведение с латеральной ротацией.

Внимание! У Вас нет прав для просмотра скрытого текста.

Ключевые теги: мышцы плеча

Тренировка плеч. Отведение назад в тренажере. Бабочка. Как не повредить плечи новичку. 2021. | Mikhail Tarasov

Прежде чем приступать к выполнению упражнений на разведение рук, потребуется регулировка некоторых параметров тренажера. Настройте его так, чтобы, находясь в расслабленном состоянии, ваши руки на рукоятках располагались примерно на ширине плеч. При полном отведении рук они должны быть практически прямыми и максимально параллельными полу.

Непосредственно в ходе выполнения упражнения следите за расположением собственного тела: грудная клетка должна плотно прижиматься к спинке тренажера, корпус расположен строго перпендикулярно полу, спина имеет небольшой прогиб в области поясницы, руки прямые, ладони располагаются друг напротив друга. До начала выполнения упражнения на разведение рук в тренажере немного отодвиньте друг от друга рукоятки, чтобы слегка приподнять с упоров вес.

Техника выполнения

Перед моментом подъема груза выполните глубокий вдох и на некоторое время задержите дыхание. Затем, ощущая напряжение задних дельт, разведите рукоятки на максимально возможное расстояние назад. Следите, чтобы локти отодвинулись за плоскость спины. Если вы хотите максимально нагрузить именно дельтовидные мышцы и выключить трапецию, старайтесь разворачивать плечи вперед.

В то время, когда руки достигнут максимально возможного отведения, задержите их ненадолго в этом положении, продолжая удерживать напряжение мышц, после этого можете выполнить выдох и вернуться в исходное положение. Затем на секунду задержитесь в начальном положении и продолжайте выполнять повторы упражнения.

Рекомендации

Для облегчения работы при выполнении упражнения на отведение рук нужно представить себе, что вы отводите назад не рукоятки тренажера, а собственные локти. Таким образом получится исключить из работы руки и больше задействовать именно целевые мышцы.

Для максимального включения в работу дельтовидных мышц старайтесь в ходе выполнения упражнения по максимуму отводить локти за спину. Если сделать этого вы не можете, это означает, что нужно немного уменьшить вес снаряда или же развивать большую гибкость плечевых суставов.

Прошу так же подписаться на мой канал и поставить лайк! Смотрите фото у меня, видео и статьи! Спасибо.

Будет много чего интересного!

Prosportlab

Отведение плеча

Автор: Антонов Андрей

Железный Мир. №6.2013 г.

Не для кого ни секрет, что неправильное техническое выполнение упражнение может снизить его эффективность и очень повысить его травмоопасность. Тем не менее, зайдя в любой тренажерный зал, сплошь и рядом видишь людей, откровенно пренебрегающих техникой. За 10 лет работы в фитнесе я понял, что понятие технически правильного выполнения упражнения разнятся не только у занимающихся, но и у фитнес-тренеров. Так что тема эта весьма актуальна.

Лидером по неправильному техническому исполнению среди упражнений, на мой взгляд, является отведение плеча (с гантелью). Отведение плеча – термин анатомический, но, к сожалению, у нас нет единой классификации силовых упражнений. Заглянув ради интереса в различные издания, посвященные силовым упражнениям, я обнаружил следующие названия этого упражнения: подъем рук с гантелями через стороны, махи с гантелями, отведение рук в стороны, разведения гантелей в стороны, подъем гантелей в стороны, разведения гантелей стоя.… Да, это вам не жим штанги лежа, упражнение, название которого все авторы пишут одинаково. Поэтому мы всегда в названиях упражнений будем придерживаться именно анатомической терминологии.

Итак, начнем анализ.

Упражнение: односуставное, следовательно изолированное.

Рабочий сустав: плечевой.

Воздействие на основные мышечные группы: надостная мышца и дельтовидная мышца. Традиционно считается, что упражнение направлено на развитие средней части дельтовидной мышцы. Это не совсем так. Если передняя и задняя часть дельтовидной мышцы одновременно напрягаются, то они действуют одна по отношению к другой под некоторым углом и направление их равнодействующей совпадает с направлением волокон средней части мышцы. Так что в работу включаются все три части дельтовидной мышцы, но средняя часть конечно в большей степени. Для ее тренировки это самое идеальное из всех возможных движений.

Исходное положение (И.П): сидя или стоя, рука чуть согнута в локтевом суставе.

Движение: на выдохе – выполнить отведение плеча до угла 80-90 градусов,

на вдохе – вернуться в И.П.

— Почему отведение выполняется до угла 80-90 градусов?

— Да потому что строение плечевого сустава таково, что плечо можно отвести не более чем на 90 градусов. В этом положении сустав блокируется, и дальнейшее отведение происходит за счет вращения лопатки нижним углом кнаружи. А это движение происходит в результате работы трапециевидной и передней зубчатой мышцы. В фитнесе предпочитают делать движения не по полной амплитуде, чтобы не перегружать сустав, поэтому рекомендуют ограничивать движение углом в 80 градусов.

— Нужно ли делать рекомендуемое многими изданиями небольшое пронирующее движение плечевой кости в конечной фазе – поворот гантели большим пальцем вниз, имитирующий выливание воды из стакана?

— По желанию. Это несколько увеличит нагрузку на переднюю часть дельтовидной мышцы, но на среднюю никакого влияния не окажет.

— Ну, это всем известно, а в чем же сложность движения? – спросит нетерпеливый читатель. Сложность в том, что дельтовидная мышца крепится к плечевой кости в районе дельтовидной бугристости, а это примерно в середине плечевой кости. При выпрямленной руке, учитывая небольшой размер мышцы, получается такой рычаг, что поднять большой вес просто невозможно по всем законам биомеханики. Естественно если поднимать только работой дельтовидной м. и надостной м. А маленькая гантель это удар по эго типичного спортсмена-любителя, и он не может на это пойти. В результате в большинстве случаях можно наблюдать следующую технику выполнения. Спортсмен держит в руках гантели весом 20, а то и более кг. Спина несколько наклонена вперед. За счет мощного и быстрого разгибания спины он обеспечивает начальную инерцию движения. Дельтовидные м. задают только направление этого движения. Далее в работу мощно включаются трапециевидные мышцы, поднимая плечи. Их силовой потенциал в несколько раз превосходит потенциал дельтовидных. Долетев (или не долетев) до горизонтального положения руки падают вниз. Естественно зафиксировать такой вес в горизонтальном положении дельты не могут. Они, конечно, работают и при такой технике, но каков их вклад, определить не возможно. В каждом подходе он может быть различен, но везде будет менее 50-и, а то и 30% в зависимости от скорости движения. Пусть этот вариант техники и несколько утрирован, но в действительности у 90% людей во время выполнения отведения плеча плечевой пояс поднимается. То есть 90% занимающихся тренируют в первую очередь не дельты, а трапеции. И отказ в выполнении упражнения наступает не из-за закисления дельтовидных мышц, а из-за отказа трапециевидных. Когда их сила падает, на долю дельтовидных мышц приходится вес, который они не в силах поднять даже будучи свежими. Естественно, они его и не поднимают, но отказ на фоне закисления в них не наступает, соответственно предпосылок для мышечного роста не создается.

Получается парадоксальная ситуация. Атлет хочет, чтобы его плечи стали шире, делает это упражнение по описанной выше технике, но рост дельт минимален, а трапеции растут просто замечательно. От этого плечи становятся более покатыми и визуально выглядят более узкими.

Как же это исправить? Нам нужно, чтобы плечи (плечевой пояс) были неподвижны, не поднимались вверх. Это не так просто, организм у нас умный и всегда ищет легкие пути. Поэтому чтобы не дать включаться трапециевидным мышцам, точнее верхней их части, которая и поднимает плечи, мы должны напрячь мышцы антагонисты – нижнюю часть трапециевидных и широчайшие мышцы спины. Этого легко добиться, если максимально свести лопатки и статично напрячь широчайшие. Если встать перед зеркалом, и в такой позиции удерживая статичное напряжение делать отведение с гантелями весом в два, а то и в три меньше чем обычно, то вы почувствуете совсем другую нагрузку, и нагружаться будут именно дельтовидные мышцы. В крайней верхней точки движения необходимо делать фиксацию. Если не получается, вес слишком велик. Темп медленный! При выполнении упражнения с гантелями максимальная нагрузка на тренируемые мышцы будет в положении рук параллельно полу, и мы не должны прийти в это положение используя инерцию. Поэтому еще раз повторюсь, темп медленный! И, первое время тренируйтесь перед зеркалом под строгим визуальным контролем. Плечи будут стремиться подняться, но их надо удерживать неподвижными.

И помните, что максимальная нагрузка при выполнении упражнения с гантелями стоя, будет в положении когда рука параллельно полу. При выполнении на кроссовере – когда рука перпендикулярна тросу, при выполнении отведения плеча на специальном тренажере – нагрузка равномерна по всей траектории движения. Но требования к технике выполнения упражнений во всех этих вариантах одинаковы.

Поверьте, результат превзойдет ваши ожидания!


Моделирование трехмерной динамики плечевого пояса и рук в реальном времени

IEEE Trans Biomed Eng. Авторская рукопись; доступно в PMC 1 июля 2015 г.

Опубликован в окончательной редакции как:

PMCID: PMC4068297

NIHMSID: NIHMS592978

Эдвард К. Чедвик

Институт науки и технологий в медицине, Университет Кил, Великобритания.

Димитра Блана

Институт науки и технологий в медицине, Кильский университет, Великобритания.

Роберт Ф. Кирш

Кафедра биомедицинской инженерии Университета Кейс Вестерн Резерв.

Антони Дж. Ван ден Богерт

Машиностроительный факультет Кливлендского государственного университета.

Эдвард К. Чедвик, Институт науки и технологий в медицине, Кильский университет, Великобритания.

См. Другие статьи в PMC, в которых цитируется опубликованная статья.

Abstract

Электростимуляция — перспективная технология восстановления функции руки у парализованных людей.Однако контроль парализованной руки при электростимуляции — сложная проблема, для решения которой требуются усовершенствованные контроллеры и командные интерфейсы для пользователя. Модель в реальном времени, описывающая сложную динамику руки, позволила бы проводить эксперименты типа «пользователь в цикле», в которых можно было бы оценить командный интерфейс и контроллер. Ранее описанные модели руки в реальном времени не включали возможность моделировать независимо контролируемые лопатку и ключицу, что ограничивает их применимость в клинических применениях подобного рода.Таким образом, целью этого исследования было оценить характеристики и механическое поведение динамической модели руки и плечевого пояса в реальном времени. Модель состоит из семи сегментов, связанных одиннадцатью степенями свободы и приводится в действие 138 мышечными элементами. Были созданы полиномы для описания мышечных линий действия, чтобы сократить время вычислений, а неявная формулировка уравнений движения Розенброка первого порядка использовалась для увеличения размера шага моделирования. Модель имитировала сгибание руки быстрее, чем в реальном времени, время симуляции составляло 92% фактического времени движения на стандартном настольном оборудовании.Смоделированные максимальные изометрические значения крутящего момента хорошо согласуются со значениями из литературы, показывая, что модель имитирует генерирующее момент поведение реальной руки человека. Скорость модели позволяет проводить эксперименты, в которых пользователь управляет виртуальной рукой и получает визуальную обратную связь в режиме реального времени. Возможность оптимизировать потенциальные решения при моделировании значительно снижает нагрузку на пользователя во время разработки.

Ключевые слова: моделирование опорно-двигательного аппарата, поступательная динамика, плечо, биомеханика

I.Введение

A В КОЛИЧЕСТВЕ недавних публикаций были показаны значительные и многообещающие достижения в способности интерфейсов мозг-компьютер (BCI) управлять протезными и роботизированными устройствами [1], [2], чтобы помочь людям с серьезными нарушениями движений. Чтобы достичь цели восстановления естественного контроля движений для людей с травмой спинного мозга, такие высокие уровни контроля должны быть распространены на реанимированные конечности, где движение достигается за счет силы собственных мышц пользователя.

Ранее мы показали возможность такого подхода, продемонстрировав прямой кортикальный контроль имитируемой руки, достигаемой человеком с тетраплегией [3]. Смоделированная рука была реализована с использованием прямой динамической модели, описывающей сложную динамику мышечной активации и сокращения, нелинейностей мышц и сцепления мышечного скелета.

В прямой динамике мы определяем мышечные активации или нервные возбуждения и математически описываем, как они переводятся в движения.показывает основные компоненты в динамической модели опорно-двигательного аппарата. Модель мышцы (блок 1) описывает переход от нервного возбуждения к мышечной силе для каждой части мышцы, модель мышечного скелета (блок 2) описывает переход от мышечных сил к суставным моментам, а сегментная инерциальная модель (блок 3) описывает влияние крутящих моментов в шарнирах на ускорение сегментов. Интеграция переменных состояния во времени приводит к моделированию траектории движения на основе ряда входных данных, описывающих нервное возбуждение.В нашем приложении значения нейронного возбуждения рассчитываются контроллером, входные данные которого представляют собой желаемые движения, декодированные из BCI.

Блок-схема, показывающая этапы моделирования модели опорно-двигательного аппарата. и : вектор нейронных входов; F : мышечные силы; L : длина мускулов; T : крутящие моменты шарниров; θ¨: суставные ускорения.

Создавая динамическое моделирование движений, управляемых мышцами, мы можем оптимизировать параметры конструкции и методы декодирования BCI, а также тестировать различные схемы управления для пользователя безопасным, но ускоренным способом.Однако в нашей первоначальной демонстрации прямого коркового контроля [3] моделируемая рука была ограничена плоскими движениями плеча и локтя и не включала дополнительных требований к управлению подвижной лопаткой и ключицей.

Добавление независимо контролируемого плечевого пояса позволяет нам моделировать сложные требования к мышечному контролю, необходимые для обеспечения правильного позиционирования и стабилизации лопатки во время движения. Это важная особенность любого алгоритма управления нейропротезом, который утверждает, что обеспечивает естественный контроль всей руки.Однако в динамике опорно-двигательного аппарата дифференциальные уравнения, описывающие модель, обычно очень жесткие и нелинейные.

Модель, включающая плечевой пояс, особенно страдает от высокой жесткости из-за того, что маломассивные твердые тела лопатки и ключицы приводятся в действие мышцами с высокой жесткостью. В результате прямое динамическое моделирование с использованием явных численных методов требует очень малых временных шагов и намного медленнее, чем в реальном времени [4]. Это исключает их использование в экспериментах типа «пользователь в цикле», необходимых для разработки и тестирования алгоритмов управления, что является основным направлением нашей работы.

Ранее мы преодолевали эту проблему, используя SD / FAST для генерации уравнений движения и выполняя моделирование с использованием решателя с фиксированным шагом в специальной операционной системе реального времени [5]. Кроме того, для моделирования в реальном времени мы ограничили движения плечевого пояса и смоделировали только движения плечевого и локтевого суставов.

Таким образом, целью этого проекта было создание «виртуальной руки», которая может моделировать сложную динамику опорно-двигательного аппарата всего плечевого пояса в реальном времени, учитывая набор нейронных входов, полученных от контроллера.Мы достигли этого с помощью неявного метода, основанного на формуле Розенброка первого порядка, в результате чего время моделирования было быстрее, чем в реальном времени, с той же точностью, что и гораздо более медленный явный метод с переменным шагом.

В данной статье мы описываем получившуюся модель плеча и локтя, которая включает независимый контроль ключицы и лопатки, демонстрируем ее способность запускать симуляции в реальном времени и показываем достоверность полученных симуляций в сравнении с опубликованной литературой. на кривых крутящий момент-угол для плеча и локтя.

II. Методы

A. Модель SIMM

Модель изначально была построена в SIMM (MusculoGraphics, Inc.) с использованием анатомических данных исследований трупов, проведенных Klein-Breteler et al. [6]. Эти данные доступны на SimTK.org (https://simtk.org/home/dsem). Позже модель была импортирована в Opensim [7], откуда генерируются функции плеча и длины мышечного момента. Впоследствии моделирование модели выполняется с использованием Matlab и пользовательского C-кода, как описано в Разделе II-B9.Он состоит из семи сегментов тела (грудной клетки, ключицы, лопатки, плечевой кости, локтевой кости, лучевой кости и кисти) и одиннадцати степеней свободы (три ортогональных шарнира в грудинно-ключичных, акромиоключичных и плечевых суставах, а также сгибание-разгибание в локтевом суставе и суставах). пронация-супинация предплечья). Он содержит 138 мышечных элементов. Подробные сведения об исходной модели SIMM и ее оценке с помощью обратного динамического моделирования можно найти в [8].

B. Динамика опорно-двигательного аппарата

1) Динамика активации

Активное состояние a контролируется нервным возбуждением и , и этот процесс моделируется как дифференциальное уравнение первого порядка согласно [9]:

dadt = (uTact + 1 − uTdeact) (u − a)

(1)

Значения постоянных времени активации и деактивации ( T act и T deact ) были получены из пропорции быстрых и медленных сокращений волокон в мышце (из [10]).

2) Динамика сокращения мышц

Модель мышц представляет собой трехэлементную модель типа Хилла (). Сократительный элемент (CE) представляет мышечные волокна, параллельный эластичный элемент (PEE) представляет пассивные свойства мышечных волокон и окружающей ткани, а последовательный эластичный элемент (SEE) представляет сухожилие и любую эластичную ткань в самой мышце, которая расположены последовательно с мышечными волокнами.

Трехэлементная модель мышцы Хилла, показывающая сократительный элемент CE, параллельный эластичный элемент PEE и последовательный эластичный элемент SEE. L CE — длина CE, L M — длина мышцы, а ϕ — угол перистости.

Уравнение состояния мышечного сокращения представляет собой баланс сил между элементами модели мышцы:

( F активный + f PEE ( L CE )) cos ϕ = f SEE M L CE cos ϕ )

(2)

где L CE — длина CE, L M — длина мышцы, ϕ — угол перистости и F активный , f PEE и f SEE — это силы в странах CE, PEE и SEE.Уравнения, описывающие эти силы, включены в приложение A. Чтобы избежать сингулярностей, связанных с перистостью, переменная состояния, используемая для дифференциального уравнения сокращения мышц, составляет с = L CE cosϕ [4].

3) Мышечно-скелетное соединение

Плечи Moment были экспортированы из Opensim для большого количества комбинаций углов суставов. Эти данные были использованы для создания моделей полиномиальной регрессии для длины мышцы как функции углов суставов:

LM (q) = ∑i = 1Nci∏j = 1Mqjeij

(3)

, где N — количество полиномиальных членов, а q 1 , q 2 ,… q M — углы суставов, пересекаемых мышцей.Плечо момента относительно угла сустава k (где 1 ≤ k M ) получается путем частичной дифференциации относительно угла сустава k th (т. Е. Отношения между скоростью укорочения мышцы-сухожилия и угловая скорость сустава). Это определение согласуется с использованием обобщенных сил и виртуальной работы в уравнениях Кейна, которые использовались для моделирования системы [11].

Коэффициенты полинома c были найдены путем минимизации ошибки в моментных рычагах и ошибки в длине мышцы полиномиальной модели по сравнению с результатами Opensim.Чтобы убедиться, что все руки с моментом точно представлены полиномиальной моделью, все члены были нормированы на наибольшее плечо для каждой мышцы.

4) Пассивные крутящие моменты в шарнирах

Пассивные моменты в шарнирах M моделируются как сумма демпфирования и жесткости:

M = {- bq. − k1 (q − qmid) + k2 (q − qmin) 2, если q qmax}

(4)

где b — небольшой коэффициент демпфирования (1 Нм / рад ), k 1 — жесткость в пределах сустава, которая имеет тенденцию подталкивать суставы к середине диапазона движения (где q = q середина ), а также малая (5 Нм / рад ) и k 2 — это жесткость, которая возникает только за пределами диапазона движения и достаточно велика, чтобы суставы не заходили слишком далеко за допустимые пределы (5000 Нм / рад 2 ).

5) Коноидальная связка

Коноидальная связка ограничивает осевое вращение ключицы. Он моделируется как нелинейная пружина:

где d — это смещение от длины провисания конуса, k — жесткость, а — небольшой параметр, который устраняет отрицательные смещения (т.е. позволяет связке тянуть, но не толкать). Длина конического провисания составляет 17,4 мм , а другие параметры, жесткость (80 Н / мм ) и (1 мм ), были выбраны таким образом, чтобы кривая сила-смещение лучше всего соответствовала экспериментальной кривой из [ 12].

6) Контакт лопатки и грудной клетки

Контакт между лопаткой и грудью был смоделирован как деформируемый, а не как жесткое ограничение, которое обычно используется в инверсно-динамических моделях. Жесткость высокая, когда лопатка проходит внутрь грудной клетки (моделируется как эллипсоид), и нулевая (или низкая), когда она находится за пределами грудной клетки. Это позволяет моделировать «крылатую» лопатку. Уравнение для силы контакта лопатка-грудная клетка и его вывод показаны в приложении B.

7) Уравнения движения

Многотельная модель имеет 22 переменных состояния: 11 углов q и 11 угловых скоростей q.. Уравнения движения:

M (q) .q¨ + B (q, q.) + C (q) .τ = 0

(6)

Первый член представляет собой инерционные эффекты, при этом M представляет собой матрицу масс 11 × 11. Второй член включает эффекты центробежных сил и сил Кориолиса, силы тяжести, связок и контактных сил. Последний член представляет собой влияние шарнирных моментов τ через матрицу коэффициентов 11 × 11 C . τ — это сумма пассивных суставных моментов (уравнение 4), мышечных моментов, момента коноидальной связки и момента контакта лопатки и грудной клетки.Моменты мышц рассчитываются путем умножения на руки моментов мышц, которые являются производными уравнения. 3, смоделированными мышечными силами. Сила коноидальной связки и сила контакта лопатка-грудная клетка рассчитываются в Autolev (см. Раздел II-B9 «Реализация»), который также вычисляет момент плеч с использованием парциальных скоростей.

8) Системная динамика

Если уравнения движения объединить с динамикой мышц, модель может быть описана неявным дифференциальным уравнением первого порядка:

Вектор состояния x содержит 298 переменных: 11 углов q , 11 угловых скоростей q., 138 переменных состояния сокращения мышц с и 138 активных состояний мышц a . Функция f имеет 298 уравнений и состоит из четырех частей:

  • 11 идентичностей ddt (x (1:11)) = xdot (1:11)

  • 11 многотельных уравнений движения (уравнение 6)

  • 138 уравнений динамики активации мышц (уравнение 1)

  • 138 уравнений динамики мышечных сокращений (уравнение 2)

9) Реализация

Уравнения движения для модели были получены с использованием Autolev (Online Dynamics Inc., Саннивейл, Калифорния). Мышечная динамика была реализована с использованием специального кода C. Динамические невязки f и якобианы вычисляются в функции Matlab MEX.

C. Прямое динамическое моделирование

Прямое динамическое моделирование модели опорно-двигательного аппарата включает решение траектории состояния x ( t ) при начальном состоянии x (0) и контролирует и как функции времени и / или состояние. Из-за неявной формулировки уравнения системы f и того факта, что все функции используются (например,грамм. сила конической связки, сила сокращения мышцы и т. д.) непрерывно дифференцируемы, мы можем вычислить точные аналитические якобианы ∂f∂x, ∂f∂x. и ∂f∂u. Это обеспечивает эффективное моделирование с помощью L-устойчивого неявного метода Розенброка, основанного на обратной дискретизации Эйлера:

Δx = (∂f∂x + 1h∂f∂x.) — 1 (∂f∂xxn − f (xn, xn, un) −∂f∂u (un + 1 − un)) xn + 1 = xn + Δxx.n + 1 = Δxh

(8)

Для вывода вышеуказанного уравнения см. приложение в [4].

Точность неявного метода была продемонстрирована в [4], где то же моделирование было выполнено с использованием двух решателей: неявного метода Розенброка и явного метода Рунге-Кутта второго порядка.Для этого моделирования временной шаг, используемый неявным методом, составлял 3 мс , что приводило к скорости, превышающей скорость в реальном времени, в то время как средний временной шаг, используемый явным методом, составлял 2 μ с. Несмотря на использование временного шага в 1500 раз больше, чем у метода Рунге-Кутты, неявный метод показал среднеквадратичную ошибку в результирующих углах суставов всего 0,11 градуса.

В том же исследовании, чтобы изучить влияние временного шага на точность неявного решателя, моделирование запускалось с различными временными шагами в диапазоне от 0.05 мс до 6 мс , когда метод стал нестабильным. Было показано, что среднеквадратичная ошибка между неявным методом и методом Рунге-Кутты увеличивалась с увеличением временного шага, но оставалась ниже 0,2 градуса (рисунок 5 (b) в [4]).

D. Стабильность плечевого сустава

Процедура полиномиального моделирования также использовалась для аппроксимации линий действия мышц, пересекающих плечевой (GH) сустав, чтобы оценить результирующую силу в суставе, а затем оценить стабильность GH.Одна полиномиальная модель, аналогичная (3), была необходима для каждого ортогонального компонента ( x , y и z ) линии действия мышцы, как описано в [5]. Затем определяется вклад мышц в совместное усилие GH с использованием амплитуды мышечных сил и полиномиальной аппроксимации линий действия. Это добавляется к силе, обусловленной весом и ускорением сегментов руки, для расчета результирующей силы реакции сустава GH. Направление этого вектора можно использовать для оценки стабильности GH: если он указывает внутрь суставной впадины, сустав стабилен; в противном случае вектор силы стремится сместить сустав [5], [13].

Значение стабильности определяется как:

GHstab = (θθa) 2+ (ϕϕa) 2−1

(9)

где θ и ϕ — углы вектора от нормали к гленоиду вдоль большой и малой осей эллипса, представляющего гленоидную ямку, а θ a и ϕ a — углы этого вектора на краю гленоида. GH stab составляет -1 в центре суставной ямки и приближается к 0, когда вектор приближается к краю ямки.

Во время моделирования это значение стабильности можно использовать для простого отслеживания эффекта приложенных мышечных возбуждений на плечевом суставе или использовать контроллером в реальном времени для изменения мышечных возбуждений для обеспечения стабильности плечевого сустава. Направление, а также величину любой потенциальной нестабильности можно отслеживать, создавая полярный график силы реакции в виде эллипса, представляющего гленоид, с использованием углов θ и ϕ .

E.Пример моделирования в реальном времени

Чтобы продемонстрировать скорость модели и ее способность производить стандартные движения, было выполнено моделирование, генерирующее сгибание руки вперед. Поскольку эта модель в ее текущем состоянии может запускать только динамические симуляции вперед, паттерны мышечного возбуждения для движения сгибания руки были основаны на инверсном динамическом моделировании, выполненном с использованием модели Delft Shoulder and Elbow (описанной в [13], [14]) ). Входное движение, используемое для создания набора нервного возбуждения, было усреднено из измеренных движений, взятых у примерно 20 субъектов.Нейронные сигналы оценивались каждые 50 мс на протяжении всего движения.

Во время прямого динамического моделирования были записаны углы, скорости суставов и состояние мышц. Кроме того, регистрировали силу GH для контроля стабильности плечевого сустава, и силы контакта лопатки регистрировали для контроля стабильности лопатки. Для достижения скорости в реальном времени с помощью этих вычислений использовался временной шаг 4 мс , что немного выше, чем 3 мс , использованных в [4], но с минимальным влиянием на точность, как описано в разделе II-C.

F. Оценка модели с использованием максимальных изометрических моментов

Неявная формулировка оказалась такой же точной, как и обычно используемые явные методы, но точность самой модели также необходимо оценивать по экспериментальным данным. Для этого максимальные изометрические суставные моменты, оцененные с помощью модели, сравнивались с экспериментальными данными, приведенными в литературе [15] — [20]. Это обеспечивает надежную оценку механического поведения модели, снижая чувствительность выходных данных к вычислительным факторам, таким как точный выбор функции стоимости.Этот метод также использовался другими авторами для оценки моделей верхних конечностей (например, [21]), поскольку данные для сравнения можно найти в литературе.

Измеренные моменты в суставах руки обычно включают три торако-плечевых момента (сгибание / разгибание плеча, отведение / приведение и внутреннее / внешнее вращение), сгибание / разгибание локтя и пронацию / супинацию предплечья. Экспериментальные данные обычно не включают измерения углов ключицы и лопатки, поэтому сама модель должна найти оптимальные углы плеч, которые приводят к максимальным моментам руки.Более того, для определения максимального суставного момента недостаточно просто полностью активировать все мышцы, которые участвуют в этом моменте, поскольку необходимо учитывать плечевую стабильность и расположение лопатки: мышечные силы вокруг плечевого сустава должны поддерживать стабильность сустава. и избегать вывихов, а мышечные силы, действующие на лопатку, должны удерживать ее прижатой к грудной клетке, чтобы избежать раскачивания. Поэтому нам необходимо выполнить процедуру оптимизации для получения максимальных изометрических моментов в суставах.

С добавлением внешних моментов уравнение динамики системы (7) принимает вид:

где M — вектор пяти приложенных извне моментов. Кроме того, обратите внимание, что x. = 0, потому что требуется статическое равновесие, и u не имеет значения, потому что динамикой активации можно пренебречь в установившемся состоянии. Тогда динамику системы можно записать как:

f ( x , 0, 0, M ) = 0

(11)

при этом f * — это только элементы f без динамики активации.

Задача оптимизации состоит в том, чтобы найти вектор состояния x и пять внешних моментов M , таких, что (11) удовлетворяется и M ( i ) максимизируется, где i — степень свободы. момент которого должен быть максимальным. Это делается для каждой позы (три торако-плечевых угла, два угла локтя), для которых ищутся максимальные изометрические суставные моменты.

Дополнительные ограничения для оптимизации обусловлены необходимостью ограничить вектор силы реакции, чтобы он лежал в пределах эллипса гленоида ( GH stab ) ≤ 0), а также требованием, чтобы точки лопатки Trigonum Spinae и Angulus Inferior лежали на поверхность эллипсоида грудной клетки для предотвращения лопаточного крыла, аналогично [13].Наконец, активные состояния мышц должны находиться в диапазоне от 0 до 1.

Эта процедура была реализована в Matlab с использованием функции FMINCON, метода на основе градиента, который ищет минимум ограниченной нелинейной функции с несколькими переменными.

III. Результаты

A. Пример моделирования в реальном времени

Модель была протестирована на процессоре Intel i5, работающем на частоте 2,67 ГГц . Смоделированное движение длилось 1,3 секунды, и с использованием временного шага 4 мс симуляция была завершена за 1.2 секунды, что быстрее, чем в реальном времени. показывает углы плеч, полученные во время прямого динамического моделирования. Паттерны мышечного возбуждения, используемые в качестве входных данных, были взяты из движения сгибания вперед, и, как можно увидеть из выходной плоскости подъема, которая составляет около 50 градусов, смоделированное движение действительно является сгибанием вперед. Подъем руки составляет от 10 до 80 градусов.

Результаты прямого динамического моделирования. 1,3-секундное сгибание вперед было смоделировано в 1.2 секунды. Показаны углы между грудной клеткой и ключицей (панель A), ключицей и лопаткой (панель B), а также грудной клеткой и плечевой костью (панель C). На вставке на панели C показано направление силы реакции плечевого сустава по отношению к суставной ямке, представленное эллипсом. Во время моделирования направление силы GH изменяется от «Start» к «Finish».

На вставке в панели C показан полярный график силы реакции плечевого сустава в виде эллипса, представляющего гленоид, как описано в разделе II-D.Во время моделирования сила GH перемещается из верхней позиции в суставной впадине (обозначенной «Старт») к центру (обозначенной «Готово»). На протяжении всего движения вектор силы GH остается внутри суставной впадины, что означает, что сустав GH стабилен.

B. Оценка модели с использованием максимальных изометрических моментов

, и показать максимальные изометрические моменты (панель A), генерируемые моделью, и эквивалентные значения из литературы для сгибания и разгибания плеча, отведения и приведения, а также внутреннего и внешнего вращения. соответственно.В каждом случае максимальный изометрический момент показан для каждого угла места от 10 до 80 градусов. Моменты, спрогнозированные моделью, нанесены на график вместе со значениями, полученными из литературы, где они были доступны. Эти значения также показаны там, где в опубликованном исследовании была представлена ​​изменчивость данных из литературы. Панели B и C этих же рисунков показывают углы лопатки и ключицы, принятые моделью во время приложения максимальных моментов в каждой позиции руки.

Панель A показывает максимальные изометрические моменты сгибания плеча (красные линии) и моменты разгибания (черные линии).Модельные оценки (жирные сплошные линии) сравниваются с экспериментальными данными Winters и Kleweno [18] (тонкие сплошные линии), Garner и Pandy [15] (пунктирные линии) и Otis et al. [16] (пунктирные линии). Во всех случаях подъем находится в сагиттальной плоскости, при этом рука повернута наружу, локоть согнут на шестьдесят градусов, а предплечье находится в нейтральной пронации / супинации. Панели B и C показывают углы ключицы и лопатки, принятые моделью для каждой попытки максимального момента, красный цвет — для сгибания плеча, а черный — для разгибания плеча.

Панель A показывает максимальные изометрические моменты отведения плеча (красные линии) и моменты приведения (черные линии). Модельные оценки (жирные сплошные линии) сравниваются с экспериментальными данными Garner и Pandy [15] (пунктирные линии), а также Otis et al. [16] (пунктирные линии). Во всех случаях поднятие руки находится в плоскости лопатки, локоть согнут на шестьдесят градусов, а предплечье — с нейтральной пронацией / супинацией. Панели B и C показывают углы ключицы и лопатки, принятые моделью для каждой попытки максимального момента, красный цвет — отведение плеча и черный — приведение плеча.

Панель A показывает максимальные изометрические моменты внутреннего вращения плеча (красные линии) и моменты внешнего вращения (черные линии). Модельные оценки (жирные сплошные линии) сравниваются с экспериментальными данными Garner and Pandy [15] (пунктирные линии), Otis et al. [16] (пунктирные линии) и Engin и Kaleps [17] (тонкие сплошные линии). Во всех случаях плечо находится на шестидесяти градусах отведения в лопаточной плоскости, локоть находится на шестидесяти градусах сгибания, а предплечье находится в нейтральной пронации / супинации.Панели B и C показывают углы ключицы и лопатки, принятые моделью для каждого испытания максимального момента, красный цвет — для внутреннего вращения, черный — для внешнего вращения.

и показывают максимальные изометрические моменты для сгибания / разгибания локтя и пронации / супинации предплечья против соответствующего угла. Точно так же на панели A показаны моменты, а на панелях B и C показаны углы лопатки и ключицы.

Панель A показывает максимальные изометрические моменты сгибания в локтевом суставе (красные линии) и моменты разгибания (черные линии).Модельные оценки (жирные сплошные линии) сравниваются с экспериментальными данными Buchanan et al. [20] (тонкие сплошные линии) и Amis et al. [19] (пунктирные линии). Во всех случаях плечо находится на девяноста градусах отведения в коронарной плоскости, а предплечье — под нейтральным углом пронации / супинации. Панели B и C показывают углы ключицы и лопатки, принятые моделью для каждой попытки максимального момента, красный — для сгибания в локте, а черный — для разгибания локтя.

Панель A показывает максимальные изометрические моменты пронации предплечья (красные линии) и моменты супинации (черные линии).Модельные оценки (жирные сплошные линии) сравниваются с экспериментальными данными Winters и Kleweno [18] (тонкие сплошные линии) и Garner and Pandy [15] (пунктирные линии). Во всех случаях плечо находится сбоку от туловища, а локоть согнут на девяносто градусов. Панели B и C показывают углы ключицы и лопатки, принятые моделью для каждой попытки максимального момента, красный цвет — пронация, черный — супинация.

IV. Обсуждение

Результаты прямого динамического моделирования демонстрируют, что наша модель комфортно работает в реальном времени на обычном настольном оборудовании и производит движение, ожидаемое от заданных нейронных входов, т.е.е. сгибание руки вперед. Моделирование максимального изометрического момента показывает, что модель надежно имитирует генерирующее момент поведение реальной руки человека в различных условиях.

Метод оценки, выполненный в данном исследовании, аналогичен описанному в [21], но с важным отличием модели: наша модель содержит полностью описанный плечевой пояс. То есть лопатка и ключица независимо контролируются мышечными силами, а не кинематически контролируются либо измеренными движениями, либо уравнениями регрессии, описывающими лопаточно-плечевой ритм.

Сочетание производительности в реальном времени и способности управлять плечевым поясом с помощью симулированных мышечных сил позволяет использовать модель в экспериментах типа «пользователь в цикле», когда виртуальная рука находится под контролем потенциальный пользователь нейропротеза. Это позволяет разрабатывать и тестировать нейропротезные устройства, которые управляют движением руки в целом, включая положение лопатки и ключицы.

Для большинства симуляций существует общее согласие между максимальными изометрическими моментами, предсказанными моделью, и теми, о которых сообщается в литературе, как по форме кривых крутящего момента-угла, так и по величине максимальных заявленных моментов.Условия, при которых согласие менее хорошее, обсуждаются ниже.

Моменты подъема руки, сгибания плеча и отведения лопатки хорошо согласуются с экспериментальными данными во всем диапазоне движений. Однако для моментов растяжения модельные значения были ниже, чем в литературе, а для аддукции — выше. Кроме того, модель предсказывала увеличение силы отведения до 90 градусов, в то время как экспериментальные данные показывают небольшое уменьшение при более высоких углах возвышения (более 70 градусов).Такое же поведение было продемонстрировано моделью [21] и может быть объяснено увеличением момента плеч аддукторов плеча в этом диапазоне. Несоответствие с экспериментальными данными может быть вызвано различиями в выражении кривой сила-длина или завышенными значениями пассивных сил в модели.

Для моментов внутреннего вращения плеча модельные данные показывают ту же форму, что и экспериментальные данные, при этом максимальные крутящие моменты немного уменьшаются на обоих концах диапазона движения.Кроме того, значения очень хорошо согласуются со значениями Отиса [16] и Энгина [17], но значительно ниже, чем полученные Гарнером [15]. Следует отметить, что данные модели, которые мы здесь используем, взяты из одного источника трупа и никак не масштабированы, поэтому можно ожидать значительного отклонения от значений, взятых из других небольших популяций. При внешнем вращении модель демонстрирует хорошее согласие с крутящими моментами, указанными в литературе.

Моменты сгибания в локтевом суставе попадают в диапазон измеренных значений и имеют правильную форму, имея максимальное значение в середине диапазона движения и уменьшаясь в крайних точках.Разгибание локтя аналогично, но на этот раз модель несколько завышает измеренные крутящие моменты. Моменты пронации и супинации хорошо согласуются с измеренными значениями во всем диапазоне движений.

Дальнейшая проверка целостности модели обеспечивается путем анализа положения лопатки и ключицы, достигнутого моделью при приложении максимальных моментов. Эти углы не были указаны в качестве входных данных, но были оптимизированы вместе с нервными возбуждениями, необходимыми для создания максимальных моментов.Поскольку мы пытаемся смоделировать нормальную кинематику, лопатка была вынуждена лежать на поверхности грудной клетки, чтобы предотвратить лопаточное крыло, а сила реакции сустава GH была вынуждена находиться внутри гленоида для поддержания стабильности плечевого сустава.

Никаких данных о кинематике плечевого пояса не сообщалось в исследованиях, которые мы использовали для сравнения максимальных моментов модели с измеренными данными, поэтому кинематика полученной модели оценивалась путем сравнения с исследованиями, в которых сообщалось о кинематике плечевого пояса для сравнимых положений рук [22 ], [23].Сложность точного измерения кинематики лопатки и ключицы во время выполнения задач с максимальным усилием может объяснить отсутствие данных в этой области.

В целом кинематика плечевого пояса, принятая в модели, находилась в ожидаемых пределах, не достигала пределов движения и следовала нормальным моделям с поднятием руки вверх. Однако во время подъема плечевой кости как в сагиттальной, так и в лопаточной плоскости наблюдался ряд различий:

  • Отведение ключицы было довольно постоянным примерно на 40 ° во время подъема руки при сгибании вперед и после первоначального увеличения оставалось примерно постоянным при 50 ° в отведении в лопаточной плоскости.Предыдущая работа де Гроота [23] показала, что она увеличивается в среднем с 25 ° до 40 ° с увеличением угла места.

  • Осевое вращение ключицы при отведении в лопаточной плоскости обычно увеличивается примерно с 0 до 50 ° при подъеме плечевой кости на 90 °, но, по-видимому, подавляется в случае максимального момента отведения.

  • Боковое вращение лопатки ниже нормы примерно на 20 ° во время максимального момента отведения, но нормально в момент приведения.

Для осевой ротации плеча существуют большие различия в ориентации лопатки и ключицы между условиями максимального внутреннего и внешнего момента, хотя нормальный (ненагруженный) диапазон значений согласно [23] находится между ними.

При сгибании и разгибании локтя плечевая кость находилась в фиксированном положении по отношению к грудной клетке, а рука поднята на 90 градусов. Тем не менее, были замечены значительные различия в углах плечевого пояса для различных условий нагружения.В частности, осевое вращение ключицы невелико при малых углах сгибания локтя во время сгибательного усилия, а вытяжение лопатки значительно изменяется с углом сгибания при том же усилии. Для моментов пронации и супинации угол вытягивания лопатки ниже ожидаемого.

В общем, вытяжение лопатки и латеральное вращение имеют тенденцию быть незначительными, а осевое вращение ключицы в некоторых случаях также подавляется. Лопатно-грудное ограничение во время моделирования максимального момента требует, чтобы медиальная граница лопатки оставалась на фиксированном расстоянии от грудной клетки, что может быть не верно для всех положений плеча (например, во время сгибания вперед).Следовательно, жесткость этого ограничения может быть значительным фактором, влияющим на кинематику плеча, прогнозируемую моделью, и может ограничивать лопатку и ключицу от принятия более нормальных положений. Это ограничение можно было бы сделать более гибким, как недавно было предложено Bolsterlee et al. [24].

V. Заключение

Мы продемонстрировали исчерпывающую модель опорно-двигательного аппарата плеча и руки, включая дополнительные степени свободы, обеспечиваемые лопаткой и ключицей, которая позволяет выполнять моделирование динамики движения вперед в реальном времени.Это было достигнуто с помощью неявной формулировки динамики системы и неявного решателя, что позволило использовать гораздо больший размер шага, чем в предыдущей работе. С помощью этого метода мы достигли скорости в 1,1 раза быстрее, чем в реальном времени, с использованием обычного персонального компьютера и без специального оборудования. Мы показали, что модель может воспроизводить поведение реальной руки человека с точки зрения кривых крутящего момента-угла по всем степеням свободы, и что независимо управляемые лопатка и ключица принимают реалистичные позы во время выполнения задач с максимальным усилием.

Интегрированная со средой 3D-визуализации, эта модель станет бесценным инструментом для приложений, требующих моделирования движений рук в реальном времени, включая реалистичную динамику мышц и конечностей. Представленные здесь методы могут быть одинаково хорошо применены к другим моделям опорно-двигательного аппарата, а также к автономному моделированию, где скорость моделирования всегда была узким местом.

Благодарности

Эта работа была поддержана Национальными институтами здравоохранения по контракту N01-HD-5-3403.

Биография

Эдвард Чедвик получил B.Eng. получил степень в области машиностроения в Ноттингемском университете, Великобритания, в 1993 году и получил степень доктора философии. В 1999 году получил степень бакалавра биоинженерии в Стратклайдском университете, Великобритания. После этого он занимал постдокторские должности в области биомеханики плеча в Техническом университете Делфта в Нидерландах и Университете Кейс Вестерн Резерв в Кливленде, штат Огайо. В настоящее время он преподает в Институте науки и технологий в медицине при Кильском университете в Великобритании.Его исследовательские интересы связаны с биомеханическим моделированием верхней конечности и применением моделирования и симуляции для реабилитации людей с нервно-мышечным дефицитом.

Димитра Блана получила B.S. степень в области электротехники и вычислительной техники в Афинском национальном техническом университете, Греция, в 2001 году. Затем она получила степень магистра наук. степень в области биомедицинской инженерии в Университете Кейс Вестерн Резерв, Кливленд, Огайо, в 2003 году и докторская степень в том же учреждении в 2008 году.В настоящее время она работает научным сотрудником после получения докторской степени в Институте науки и технологий в медицине при Кильском университете в Великобритании. Ее исследовательские интересы связаны с биомеханическим моделированием и разработкой контроллеров для нейропротезов верхних конечностей.

Роберт Кирш (M’82) получил степень бакалавра наук. степень в области электротехники из Университета Цинциннати, Огайо, в 1982 году, и M.S. и к.т.н. степени в области биомедицинской инженерии Северо-Западного университета в 1986 и 1990 годах соответственно.С 1990 по 1993 год он был научным сотрудником кафедры биомедицинской инженерии Университета Макгилла, Монреаль, Квебек, Канада. В настоящее время он является профессором биомедицинской инженерии в Университете Кейс Вестерн Резерв, Кливленд, Огайо, и исполнительным директором Кливлендский центр VA FES. Его исследования сосредоточены на восстановлении движений людей с ограниченными возможностями с помощью функциональной электрической стимуляции (FES) и контроле за действиями FES с помощью естественных нейронных команд.

Антони (Тон) ван ден Богерт получил награду B.С. и М. степень по физике и прикладной математике в Утрехтском университете, а в 1989 г. — докторская степень. степень в области ветеринарии того же университета по компьютерному моделированию передвижения лошадей. После докторантуры в области спортивной биомеханики в Университете Калгари он стал преподавателем кинезиологии в 1993 году. Он переехал в Кливленд в 1998 году, чтобы занять должности в Исследовательском институте Лернера клиники Кливленда и Университете Кейса Вестерн Резерв. В настоящее время он является профессором движения и контроля человека в Государственном университете Кливленда.В настоящее время он занимается исследованиями в области биомеханики человека и моторного контроля, а также в области профилактики и реабилитации скелетно-мышечных травм и разработки вспомогательных технологий для людей с ограниченными возможностями. Он является одним из основателей Технической группы компьютерного моделирования (TGCS) и президентом Международного общества биомеханики с 2011 по 2013 годы.

Приложение A. Модель мышцы

Активная сила в CE составляет:

Factive = α.Fmax.fFL (LCE).fFV (L.CE)

(12)

куда: a — активное состояние F max — максимальная изометрическая сила, рассчитанная для каждой мышцы с использованием физиологической площади поперечного сечения, измеренной в исследованиях трупов в [6], умноженной на удельное напряжение 100 Н / см 2 . Это значение выше, чем значение, обычно обнаруживаемое в исследованиях in vivo , но находится в пределах диапазона, указанного в литературе для исследований на трупах [25], и используется в других исследованиях моделирования [21].

f FL ( L CE ) — это изометрическая зависимость силы от длины CE, аппроксимированная гауссовой кривой:

fFL (LCE) = e− (LCE − LCEoptW.LCEopt) 2

(13)

L CE — длина CE, L CEopt — оптимальная длина CE (значения из исследований трупов Klein-Breteler [6]), а W — параметр ширины кривой сила-длина. , установите 0,56.

Значения угла перистости при оптимальной длине волокна взяты из того же исследования трупа, и на основе этих значений угол перистости при любой длине волокна может быть рассчитан с использованием предположения постоянного объема [26]:

L CE sin ( ϕ ) = постоянная = L CEopt sin ( ϕ

)

03

03 (

0)

, где ϕ — угол перистости, а ϕ opt — угол перистости при оптимальной длине.

fFV (L.CE) — это соотношение силы и скорости CE, аппроксимированное двумя гиперболическими уравнениями (из [27]):

fFV (VCE) = {Vmax + VCEVmax − VCEA, если VCE≤0gmax.VCE + c3VCE + c3, если VCE> 0}

(15)

V CE — скорость CE. Предполагается, что параметр кривой Хилла A имеет значение 0,25 [28], а максимальная скорость сокращения при полной активации V max предполагается равной 10 .L CEopt в секунду [28].Параметр g max , максимальная нормализованная сила эксцентрической мышцы, был принят равным 1,5 [27]. Константа c 3 установлена ​​на значение, которое дает непрерывную первую производную при В CE = 0:

c3 = VmaxA (gmax − 1) A + 1

(16)

Пассивные упругие элементы (PEE и SEE) моделируются как нелинейные пружины:

F (L) = {k1 (L − Lslack), если L≤Lslackk1 (L − Lslack) + k2 (L − Lslack) 2, ifL> Lslack}

k 1 член маленький (10N / m), но это необходимо для гарантии того, что жесткость никогда не будет равна нулю, что может вызвать сингулярность в якобиане неявной динамики системы при нулевой активации.Параметр жесткости k 2 для SEE выбирается для каждой мышцы таким образом, что, когда удлинение SEE составляет 4%, сила SEE равна максимальной изометрической силе. Параметр k 2 для PEE выбирается таким образом, что, когда CE растягивается до максимальной длины для создания активной силы (= WL CEopt ), сила PEE равна максимальной изометрической силе (из [27] ). L провисание для SEE приблизительно соответствует длине провисания сухожилий, измеренной в исследованиях трупов, в то время как L провисание для PEE установлено равным L CEopt , за исключением нескольких мышечных элементов для что привело к очень высоким пассивным силам.Эти значения показаны в таблице V в [5].

Приложение B. Моделирование контакта лопатки и грудной клетки

Контакт лопатки и грудной клетки моделируется с использованием двух точек на лопатке: TS (trigonum spinae) и AI (angulus inferior), а также эллипсоида, представляющего грудную клетку, с центром ( m x , m y , m z ) и оси α x , α y , α z (из [13]):

F (x, y, z) = (x − mxαx) 2+ (y − myαy) 2+ (z − mzαz) 2−1 = 0

(17)

Мы моделируем контактную силу как результат упругой потенциальной энергии, которая равна нулю на поверхности и квадратично увеличивается при удалении от поверхности:

V (x, y, z) = 14k (ax2 + ay2 + az2) F2 (x, y, z)

(18)

Параметр k используется для расчета контактной жесткости и устанавливается равным 20 кН / м .Жесткость контакта не везде одинакова на контактной поверхности, но точное значение не имеет значения для нашего применения, если оно достаточно велико, чтобы предотвратить проникновение в поверхность. Чтобы представить контакт с постоянной жесткостью, сила должна быть функцией расстояния от поверхности. Это нелегко вычислить, а также есть особенности, которых нам нужно избегать, чтобы наши численные методы работали. Коэффициент a 2 вводится, чтобы дать V измерение энергии.

Контактная сила — это отрицательный градиент потенциальной энергии:

Fx = −k (x − mx) αx2 + αy2 + αz2αx2.F (x, y, z)

(19)

Fy = k (y − my) αx2 + αy2 + αz2αy2.F (x, y, z)

(20)

Fz = −k (z − mz) αx2 + αy2 + αz2αz2.F (x, y, z)

(21)

Мы модифицируем эти уравнения, чтобы заставить силу стремиться к нулю, когда точки x, y, z находятся вне поверхности, где F > 0:

Fx = −k (x − mx) αx2 + αy2 + αz2αx2.F− (x, y, z)

(22)

Fy = −k (y − my) αx2 + αy2 + αz2αy2.F− (x, y, z)

(23)

Fz = −k (z − mz) αx2 + αy2 + αz2αz2.F− (x, y, z)

(24)

где F — непрерывная функция, которая ослабляет положительные значения, но оставляет отрицательные значения неизменными:

F− (x, y, z) = 12 (F − F2 + ∊2)

(25)

Параметр (установлен на 0,01) определяет переходную область между линейной жесткостью (внутри) и нулевой жесткостью (снаружи).

Информация для авторов

Эдвард К.Чедвик, Институт науки и технологий в медицине, Кильский университет, Великобритания.

Димитра Блана, Институт науки и технологий в медицине, Кильский университет, Великобритания.

Роберт Ф. Кирш, факультет биомедицинской инженерии, Университет Кейс Вестерн Резерв.

Антони Дж. Ван ден Богерт, факультет машиностроения Кливлендского государственного университета.

Ссылки

[1] Коллингер Дж. Л., Уодлингер Б., Дауни Дж. Э., Ван В., Тайлер-Кабара Е. С., Вебер Д. Д., МакМорланд А. Дж., Веллисте М., Бонингер М. Л., Шварц А.Б.Высокопроизводительный нейропротезный контроль у человека с тетраплегией. Ланцет. 2012 декабрь 6736 (№ 12): 1–8. [Бесплатная статья PMC] [PubMed] [Google Scholar] [2] Hochberg LR, Bacher D, Jarosiewicz B, Masse NY, Simeral JD, Vogel J, Haddadin S, Liu J, Cash SS, van der Smagt P, Donoghue JP. Дотягивайтесь до людей с тетраплегией с помощью нейронно-управляемой роботизированной руки. Природа. 2012 Май; 485 (№ 7398): 372–375. [Бесплатная статья PMC] [PubMed] [Google Scholar] [3] Чедвик Е.К., Блана Д. Непрерывный контроль нейронного ансамбля моделируемой руки, которой достигает человек с тетраплегией.Журнал нейронной инженерии. 2011; 8 (№ 3): 034003. [Бесплатная статья PMC] [PubMed] [Google Scholar] [4] ван ден Богерт А.Дж., Блана Д., Генрих Д. Неявные методы для эффективного моделирования опорно-двигательного аппарата и оптимального управления. Процедуры IUTAM. 2011; 2: 297–316. [Бесплатная статья PMC] [PubMed] [Google Scholar] [5] Чедвик Э., Блана Д., ван ден Богерт А., Кирш Р. Трехмерная модель опорно-двигательного аппарата в реальном времени для динамического моделирования движений рук. IEEE Transactions по биомедицинской инженерии. 2008 [Бесплатная статья PMC] [PubMed] [Google Scholar] [6] Кляйн Бретелер, MD, Spoor CW, Van der Helm FC.Измерение параметров геометрии мышц и суставов плеча для моделирования. Журнал биомеханики. 1999 г. 32 ноября (№ 11): 1191–7. [PubMed] [Google Scholar] [7] Delp SL, Anderson FC, Arnold AS, Loan P, Habib A, John CT, Guendelman E, Thelen DG. OpenSim: программное обеспечение с открытым исходным кодом для создания и анализа динамических симуляций движения. IEEE Transactions по биомедицинской инженерии. 2007 ноябрь 54 (№ 11): 1940–50. [PubMed] [Google Scholar] [8] Блана Д., Хинкапи Дж. Г., Чедвик Е. К., Кирш РФ. Модель опорно-двигательного аппарата верхней конечности для использования при разработке нейропротезных систем.Журнал биомеханики. 2008 г., 41 января (№ 8): 1714–21. [Бесплатная статья PMC] [PubMed] [Google Scholar] [9] He J, Levine W., Loeb G. Получение обратной связи для исправления небольших отклонений от положения стоя. IEEE Transactions по автоматическому контролю. 1991, 36 марта (№ 3): 322–332. [Google Scholar] [10] Винтерс Дж. М., Старк Л. Анализ основных паттернов движений человека с использованием глубоких антагонистических моделей мышц. IEEE Transactions по биомедицинской инженерии. 1985, 32 октября (№ 10): 826–39. [PubMed] [Google Scholar] [11] Ан К.Н., Такахаши К., Харриган Т.П., Чао Е.Ю.Определение ориентации мышц и момента рук. Журнал биомеханической инженерии. 1984 авг. 106 (№ 3): 280–2. [PubMed] [Google Scholar] [12] Харрис Р.И., Уоллес А.Л., Харпер Г.Д., Голдберг Д.А., Соннабенд Д.Х., Уолш В.Р. Структурные свойства интактного и реконструированного комплекса клювовидно-ключичных связок. Американский журнал спортивной медицины. 2000. 28 (№ 1): 103–8. [PubMed] [Google Scholar] [13] ван Дер Хельм FCT. Конечно-элементная модель опорно-двигательного аппарата плечевого механизма. Журнал биомеханики.1994; 27 (№ 5): 551–69. [PubMed] [Google Scholar] [14] Никоян А.А., Вигер Х.Дж., Чедвик Э.К.Дж., Праагман М., Хельм Ф.С.Т.В. d. Разработка комплексной модели опорно-двигательного аппарата плеча и локтя. Медицинская и биологическая инженерия и вычисления. 2011 декабрь 49 (№ 12): 1425–35. [Бесплатная статья PMC] [PubMed] [Google Scholar] [15] Гарнер Б.А., Панди М.Г. Скелетно-мышечная модель верхней конечности на основе видимого набора данных мужского пола. Компьютерные методы в биомеханике и биомедицинской инженерии. 2001 фев.4 (№ 2): 93–126. [PubMed] [Google Scholar] [16] Отис Дж. К., Уоррен Р. Ф., Бэкус С. И., Сантнер Т. Дж., Мабри Дж. Д.. Производство крутящего момента в плече нормального молодого взрослого мужчины. Взаимодействие функции, доминирования, суставного угла и угловой скорости. Американский журнал спортивной медицины. 1990; 18 (№ 2): 119–23. [PubMed] [Google Scholar] [17] Энгин А.Е., Калепс И. Активные мышечные моменты вокруг осей длинных костей основных суставов человека. Авиационная, космическая и экологическая медицина. 1980 июн 51 (№ 6): 551–5. [PubMed] [Google Scholar] [18] Винтерс Дж. М., Клевено Д. Г..Влияние начального выравнивания верхних конечностей на вклад мышц в изометрические кривые силы. Журнал биомеханики. 1993 26 февраля (№ 2): 143–53. [PubMed] [Google Scholar] [19] Эмис А. а., Доусон Д., Райт В. Анализ сил в локтевом суставе из-за высокоскоростных движений предплечья. Журнал биомеханики. 1980 13 января (№ 10): 825–31. [PubMed] [Google Scholar] [20] Бьюкенен Т.С., Delp SL, Solbeck JA. Мышечное сопротивление варусным и вальгусным нагрузкам в локтевом суставе. Журнал биомеханической инженерии. 1998 октябрь 120 (нет.5): 634–9. [PubMed] [Google Scholar] [21] Хольцбаур К.С.С., Мюррей В.М., Delp SL. Модель верхней конечности для моделирования опорно-двигательной хирургии и анализа нервно-мышечного контроля. Анналы биомедицинской инженерии. 2005 г., 33 июня (№ 6): 829–840. [PubMed] [Google Scholar] [22] Людвиг PM, Phadke V, Braman JP, Hassett DR, Cieminski CJ, LaPrade RF. Движение плечевого комплекса при мультиплоскостном поднятии плечевой кости. Журнал костной и суставной хирургии. 2009 Февраль. American Ume, 91 (№ 2): 378–89. [Бесплатная статья PMC] [PubMed] [Google Scholar] [23] Де Гроот Дж. Х.Вариабельность движений плеча фиксируется пальпаторно. Клиническая биомеханика. 1997; 12 (№ 7): 461–72. [PubMed] [Google Scholar] [24] Bolsterlee B, Veeger HEJ, van der Helm FCT. Моделирование кинематики ключицы и лопатки: от измерения до моделирования. Медицинская и биологическая инженерия и вычисления. 2013 г. [PubMed] [Google Scholar] [25] Бьюкенен Т.С. Доказательства того, что максимальное мышечное напряжение не является постоянным: различия в удельном напряжении сгибателей и разгибателей локтя. Медицинская техника и физика.1995 17 октября (№ 7): 529–36. [PubMed] [Google Scholar] [26] Оттен Э. Концепции и модели функциональной архитектуры скелетных мышц. Обзоры упражнений и спортивных наук. 1988, 16 января: 89–137. [PubMed] [Google Scholar] [27] Маклин С.Г., Су а., Ван ден Богерт а. J. Разработка и проверка трехмерной модели для прогнозирования нагрузки на коленный сустав во время динамического движения. Журнал биомеханической инженерии. 2003; 125 (№ 6): 864. [PubMed] [Google Scholar] [28] Херцог В. Мускул. В: Нигг Б.М., Херцог В., редакторы. Биомеханика опорно-двигательного аппарата.нет. 2. 2-е изд. Vol. 195. Aug. 1999. pp. 148–188. [Google Scholar]

Немедленная реакция диапазона движения плечевого отведения на каудально направленную трансляционную мобилизацию: имитация свежего трупа

https://doi.org/10.1053/apmr.2000.9389Получить права и контент

Abstract

Hsu AT, Ho L, Ho S, Hedman T. Непосредственный ответ диапазона движения плечевого отведения на каудально направленную поступательную мобилизацию: имитация свежего трупа. Arch Phys Med Rehabil 2000; 81: 1511-6. Цель: Изучить непосредственный эффект поступательной мобилизации каудального скольжения на диапазон движений (ROM) пассивного плечевого отведения с помощью свежей модели трупа для имитации мобилизационного движения, выполняемого физиотерапевтом, лечащим пациентов с гипомобильностью плечевого сустава. Дизайн: Механическое моделирование мобилизации каудального скольжения и измерения диапазона движений (TROM) плечевого сустава с помощью 2 систем тестирования материалов.При мобилизации плечевой сустав находился в положении покоя (IGR) и в конце диапазона отведения (IGE). Установка: Лаборатория биомеханики. Трупы: Двадцать свежих образцов плеча от 10 трупов (средний возраст 68 ± 8 лет). Основной показатель результата: Изменения TROM плечевого отведения в ответ на 5 циклов мобилизации каудального скольжения. Результаты: Требовалось не менее 3 повторений TROM для достижения согласованных измерений ROM плечевого отведения.Значительные различия были обнаружены между изменениями TROM из-за покоя, IGR и IGE (статистика Краскела-Уоллиса, X 2 = 14,58, p = 0,001). Было обнаружено большее увеличение TROM плечевого отведения после ИГЭ (среднее значение ± стандартная ошибка среднего, 4,38 ° ± 0,95 °) по сравнению с остальным контролем (0,03 ° ± 0,07 °; критерий Манна-Уитни, p = 0,001, α = 0,017) или его аналог IGR (0,26 ° ± 0,46 °, p = 0,001, α = 0,017). Заключение: Эта симуляция поступательной мобилизации каудального скольжения в конце диапазона с использованием моделей трупа улучшила ROM пассивного плечевого отведения, но оказалась неэффективной при выполнении с плечом, помещенным в положение покоя.Механические реакции плечевого сустава на трансляционную мобилизацию у живого пациента могут быть аналогичными, но при обобщении этих результатов следует проявлять некоторую осторожность. © 2000 Американским конгрессом реабилитационной медицины и Американской академией физической медицины и реабилитации

Ключевые слова

Совместная мобилизация

Подвижность плечевого сустава

Диапазон движений

Плечевой сустав

Крутящий момент

Реабилитация

Рекомендуемые статьи статьи (0)

Полный текст

Copyright © 2000 Американский конгресс реабилитационной медицины и Американская академия физической медицины и реабилитации.Опубликовано Elsevier Inc. Все права защищены.

Рекомендуемые статьи

Цитирующие статьи

Техническая концепция и оценка нового тренажера плеча с адаптивным генерированием мышечной силы и свободным движением

Человеческое плечо является одним из самых сложных суставов человеческого тела, и из-за большого диапазона движения и сложный аппарат мягких тканей, склонный к травмам. Хирургические методы лечения и замены суставов часто приводят к неудовлетворительным результатам. Чтобы лучше понять сложную биомеханику плеча, необходимо провести экспериментальные исследования.Для этого был разработан новый тренажер для плечевого сустава с инновационным генератором мышечной силы. На основе модульной концепции были интегрированы шесть искусственных пневматических мышц, представляющих наиболее важные в функциональном отношении мышцы плечевого сустава, благодаря чему можно осуществлять свободное и контролируемое движение плечевой кости. Для каждой мышцы индивидуальные уставки для контроля длины мышцы на основе определяемого пользователем движения плеча для любого искусственного образца или образца трупа создаются ручным движением «Teach-In».В дополнение к мышечным силам и длине, оптическое отслеживание и измерение суставной силы используются для обеспечения различных биомеханических исследований плечевого сустава. В этой статье описывается техническая установка, а также стратегия управления и первые результаты ее экспериментальной функциональной проверки.

1 Введение

Человеческое плечо играет особую роль в человеческом теле из-за его особых требований к устойчивости и подвижности [1]. В Германии ежегодно имплантируется около 12 000 плечевых протезов, что делает их менее распространенными, чем искусственные колени или бедра [2].Основной причиной меньшего количества протезов плеча является высокая сложность плечевого сустава человека, в результате чего трудно найти подходящие технические модели плеча для замены. Таким образом, результаты протезов плеча и других хирургических вмешательств часто неудовлетворительны, что мотивирует стремление улучшить существующие плечевые протезы и оптимизировать хирургические вмешательства, касающиеся плечевого сустава [3]. По этой причине необходимо расширить знания о биомеханическом поведении плечевого сустава.Эти знания лежат в основе развития современных концепций реконструктивной хирургии и артропластики [1]. Одна из возможностей узнать больше о биомеханике плеча — это использование экспериментального устройства для тестирования плеча, например. для анализа движения и чувствительности. Большинство тренажеров сосредоточено на оценке биомеханики плеча, когда сустав находится в статическом положении или когда пассивные движения выполняются извне с нагрузкой на мышцы или без нее [4]. Kedgley et al. показали, что тренажеры, использующие постоянно изменяющиеся мышечные силы для движения плеча, производят движения с более высокой повторяемостью, чем пассивные системы, потому что приближение к физиологическому случаю ближе [5].Только несколько систем исследовали кинематику и кинетику суставов с использованием движения, управляемого мышцами [4].

Одним из ограничений большинства существующих тренажеров является создание фиксированной силы для активного движения сустава. Либо применяется расчетное фиксированное соотношение мышечных сил. Часто уставка силы дельтовидной мышцы устанавливается вручную, а силы других мышц масштабируются с фиксированным соотношением, основанным на физиологической площади поперечного сечения (PCSA) каждой мышцы. Фиксированное соотношение мышечных сил может привести к неконтролируемому движению плеча.Кроме того, в качестве альтернативы, внешний рельс используется для направления плечевой кости по заданному пути и сдерживает силы, добавляя нефизиологические направляющие силы.

Ни фиксированное соотношение сил, ни направляющая, похоже, не создают физиологических условий для воспроизведения поведения биомеханических движений плеча. Помимо этого электромиография (ЭМГ) используется для определения активации мышц и оценки мышечных сил [5], [6]. Из-за перекрестного взаимодействия мышц надежность данных ЭМГ сомнительна.

Чтобы преодолеть ограничения существующих тренажеров плеча, был разработан новый инновационный аппарат для тестирования плеча с двумя основными целями:

  • Стабильный алгоритм управления воспроизводимым (<5 °) свободным движением с резервной мышечной системой для образца трупа

  • Качественное и количественное (отклонение <10 °) соответствие между пассивным обучением и активным свободным движением плеча

В рамках первого пилотного исследования исследуются возможности нового тренажера движения плеча.

2 Материал и методы

2.1 Имитатор плеча — техническая установка

Один синтетический образец плеча и один образец трупа были протестированы на новом биомеханическом имитаторе плеча (рис. 1). Новый тренажер плечевого сустава содержит шесть активных пневматических мышц (DMSP, Festo, Esslingen, Германия), которые соединены веревками из сверхвысокомолекулярного полиэтилена и шкивами на шарикоподшипниках с соответствующими сухожилиями мышц. Таким образом, можно активно контролировать три части дельтовидной мышцы и мышцы вращающей манжеты [надостной, подостной + малой круглой (комбинированной), подлопаточной мышцы].Преимуществами используемых пневматических мышц являются высокая плотность силы и внутренняя податливость, необходимая для соответствия упругим свойствам образца трупа. Кроме того, две пассивные мышцы реализуются с помощью пружин (большая грудная мышца в сочетании с широчайшей мышцей спины и двуглавой мышцей плеча).

Рисунок 1:

Схема биомеханического тренажера плеча (упрощенная до 1 искусственной мышцы).

Неблагоприятное воздействие: пневматические мышцы имеют очень нелинейное поведение, что затрудняет управление.Поэтому нелинейный адаптивный регулятор силы и длины был разработан на основе Цзэна и Вана [7]. При дополнительной компенсации нелинейных характеристик используемых пневматических клапанов (VPWP Festo, Эсслинген, Германия) ожидается точный контроль в широком диапазоне мышечных сил и длин для изменяющегося и неизвестного пути управления, а именно образца.

Инновационный и совершенно новый подход, который реализован в новом разработанном имитаторе плеча и алгоритме управления, соответственно, и который противоречит аппаратам для тестирования плеча, описанным в литературе, заключается в том, что движение плеча может контролироваться длиной мышц, а не силы.Это необходимо для создания контролируемых и свободных движений плеч, но зависит от подробной информации о движениях и длине мышц конкретного образца с течением времени. Эта информация получается в процессе так называемого «обучения», когда оператор перемещает плечевую кость по желаемой траектории, а мышцы контролируются силой. Во время этого движения мышцы следуют принудительному движению, а система управления записывает длину мышц, необходимую для реализации определенной траектории. После этой процедуры система может использовать измеренные по траектории разной длины мышцы, чтобы воспроизвести движение плеча без указания оператора.

Тренажер плечевого сустава оснащен приборами для измерения длины мышц (WS10SG, ASM GmbH, Moosinning, Германия) и силы (KM30z, ME-Messsysteme, Хеннингсдорф, Германия), датчиком крутящего момента силы 6D (ATI, Apex, США). ) для совместных сил и моментов реакции, а также систему оптического слежения (Polaris Spectra, NDI, Онтарио, Канада) для регистрации движения руки. Система управления в реальном времени (MicroAutoBoxII, dSPACE, Падерборн, Германия) использовалась для записи данных, управления и связи со всеми включенными устройствами.

2.2 Экспериментальная проверка

Для оценки концепции управления и анализа достижимого диапазона движения (ROM) различных движений первоначально был проведен эксперимент с синтетическим плечевым суставом. Упрощенная модель плеча, сделанная из синтетических костей и эластичных резиновых лент, представляющая систему капсулярных связок (плечевой и плечевой связок), прикреплена к имитатору плеча. Это было сделано путем фиксации нижней части лопатки в пенополиуретане (PUR), а затем ее крепления к имитатору движения.Лопатки устанавливались в установке так, чтобы нейтральная плоскость гленоида была наклонена на 10 ° вверх, лопатка наклонена на 20 ° вперед, а плоскость лопатки была параллельна средней линии действия дельтовидной мышцы [8]. Крепления мышц и сухожилий и направления растяжения оцениваются на основе анатомических ориентиров, а суставные поверхности синтетического плеча смазываются петролатумом.

На втором этапе эксперименты повторяются с образцом человеческого трупа (рис. 2). Одна свежезамороженная верхняя конечность была получена от женщины-донора (возраст: 85 лет).Труп был здоров, суставная капсула не вентилировалась. Руку размораживали примерно при 20 ° C в течение 24 часов и поддерживали гидратации физиологическим раствором во время подготовки. Лопатку обнажали от медиальной границы до надлопаточной вырезки перед тем, как залить пеной PUR в прямоугольный блок. Затем фиксированное плечо помещали в имитатор движения. Дистальный конец плечевой кости также прикреплен к цилиндру, в котором закреплено твердое тело оптической системы слежения и пружина, представляющая двуглавую мышцу плеча.Искусственные мышцы соединяются хирургическим швом с помощью волоконных проволочных шнуров.

Рис. 2:

Плечо трупа человека в имитаторе плечевого сустава в Аахене.

Затем желаемое движение руки было выполнено вручную оператором, в то время как искусственные мышцы находятся в режиме управления силой и записываются переменные длины мышц. После процедуры «Teach-In» движение руки выполнялось мышцами с контролируемой активной длиной. Таким образом, как синтетический образец, так и образец трупа были сочленены в различных характерных движениях (отведение / приведение, внутреннее / внешнее вращение с приведенной рукой, антеверсия / ретроверсия) с помощью физиологического ROM.

3 Результаты

В контексте эксперимента с синтетической моделью плеча были оценены общие возможности использования симулятора и его новая концепция управления. Эта установка обеспечивала воспроизводимое активное движение (воспроизводимость активного <5 °) с хорошим согласованием (<10 °) между пассивным движением «Обучение» и воспроизводимым активным движением (пример отведения показан на Рисунке 3).

Рисунок 3:

Кинематика отведения синтетической модели плеча в новом имитаторе плеча.

Оптимальные результаты были получены при отведении / приведении с успешным ROM от 0 ° до 90 °. Диапазон внутреннего и внешнего вращения составлял 80 ° –0 ° –25 °.

С помощью человеческого трупа можно было успешно выполнять и плечевые движения. Хотя успешный ROM был меньше, чем при использовании синтетической модели, движения можно было выполнять (движение отведения на рисунке 4).

Рис. 4:

Кинематика плеча при отведении образца плеча трупа в новом имитаторе плеча.

Разница между пассивным «обучением» и активным повторным движением в целом была больше, чем у синтетической модели плеча, потому что зашитые крепления искусственных мышц были более эластичными, и, следовательно, удлинение мышц было искажено. С человеческим трупом можно было выполнить полное ROM на 35–85 ° (отведение / приведение), от –30 ° до 0 ° (антеверсия) и от –25 ° до 0 ° до 20 ° (внутреннее / внешнее вращение).

4 Обсуждение и заключение

Был представлен новый инновационный тренажер движения для тестирования биомеханического поведения плечевого сустава.Это первое исследование показывает, что повторяемые движения плеча можно легко выполнять с помощью нового разработанного имитатора плеча.

Пневматические мышцы в сочетании с реализованным регулятором адаптивной силы и длины позволили точно управлять податливым актером в сочетании с неизвестным путем управления. В сочетании с новой концепцией мышечного контроля возможны свободные, но стабильные и контролируемые движения с избыточной настройкой мышц отдельного образца без использования данных ЭМГ или внешних направляющих.Это позволяет значительно улучшить моделирование свободного движения по сравнению с существующими биомеханическими симуляторами плеча. Кроме того, новый тренажер плеча дает возможность анализировать необходимые мышечные силы вместо того, чтобы оценивать их априори. В этом контексте наш эксперимент с трупом подтвердил тезис об отсутствии приблизительно постоянного соотношения мышечных сил во время движения отведения (рис. 5).

Рис. 5:

Приложенные мышечные силы во время отведения по отношению к объединенной силе дельтовидной мышцы (= Спинальная + Акромиальная + Ключичная) на образце трупа.

Последующее поведение активного движения повтора по сравнению с пассивным движением «Обучение» с синтетическим плечом удовлетворяло качественному и количественному стремлению с отклонениями <10 °. Хотя последующее поведение с образцом трупа было не таким хорошим, как с синтетической моделью, были достигнуты хорошее качественное соответствие, а также высокая воспроизводимость активных движений. Это можно дополнительно оптимизировать, увеличив жесткость соединения с сухожилием мышцы.

Существуют некоторые ограничения, связанные с новым тренажером плеча. Для пневматических мышц оптимизация для более физиологического поведения является одной из целей нашей постоянной работы. Потому что особенно в поворотных точках уставок длины мышцы, например в точке изменения между отведением к приведению напряжение мышц было слабым, так что сила не передавалась. Это не соответствует физиологическому тонусу каждой мышцы.

Наша текущая работа будет сосредоточена на оптимизации регулятора длины, чтобы решить проблему, всегда прикладывая силу, превышающую заданный тон грунта, даже если это приводит к отклонениям от заданного значения.Оптимизированные зажимы для сухожилий и более подходящие методы наложения швов уже находятся в стадии разработки и оценки. Планируются дальнейшие биомеханические исследования на тренажере плеча, чтобы дать ответы на конкретные клинические вопросы и изучить различные хирургические стратегии.

Авторы хотели бы поблагодарить профессора A. Prescher, Институт анатомии, и Björn Rath, Ортопедическую клинику, RWTH Aachen University, за предоставленную подготовку образца трупа. Этот проект частично финансируется в рамках программы START медицинского факультета Ахенского университета RWTH.

Заявление автора

Финансирование исследования: Автор заявляет, что никакого финансирования не было. Конфликт интересов: авторы заявляют об отсутствии конфликта интересов. Материалы и методы: Информированное согласие: Информированное согласие не применимо. Этическое одобрение: Проведенное исследование не связано ни с использованием людей, ни с животными.

Ссылки

[1] Гольке Ф. Биомеханик дер Шультер. Der Orthopäde. 2000; 29: 834–44. Искать в Google Scholar

[2] Лёв М., редактор. AE-Manual der Endoprothetik.Шультер: Спрингер-Верлаг; 2009. Искать в Google Scholar

[3] Wiedemann E. Schulterendoprothetik. Der Unfallchirurg. 2006; 109: 1073–84. Искать в Google Scholar

[4] Giles JW, Ferreira LM, Athwal GS, Johnson JA. Разработка и оценка производительности симулятора плеча с активными движениями in vitro, управляемого in vitro нагрузкой на мышцы, и его применение для оценки обратной тотальной артропластики плеча. J Biomech Eng. 2014; 136: 121007. Поиск в Google Scholar

[5] Кедгли А.Е., Маккензи Г.А., Феррейра Л.М., Дросдовеч Д.С., Кинг Г.Дж., Фабер К.Дж. и др.Влияние мышечной нагрузки на кинематику плечевого отведения in vitro. J Biomech. 2007; 40: 2953–60. Искать в Google Scholar

[6] Веллманн М., Петерсен В., Зантоп Т., Шанц С., Рашке М.Дж., Хуршлер С. Влияние резекции коракоакромиальной связки на стабильность плечевого сустава при активной мышечной нагрузке в модели in vitro. Артроскопия. 2008; 24: 1258–64. Искать в Google Scholar

[7] Цзэн К., Ван Дж. Нелинейное ПИД-регулирование электронной дроссельной заслонки. В области электротехники и управления (ICECE), Международная конференция по IEEE 2011 г .; 2011 г.п. 722–4. Искать в Google Scholar

[8] Хохшильд Дж. Структурная и функциональная анатомия, Функциональная анатомия: Группа 1: Wirbelsäule und obere Extremität. Георг Тиме Верлаг; 2014. Поиск в Google Scholar

Опубликовано в Интернете: 2016-9-30

Опубликовано в печати: 2016-9-1

© 2016 Mark Verjans et al., Лицензиат De Gruyter.

Эта работа находится под лицензией Creative Commons Attribution-NonCommercial-NoDerivatives 4.0 License.

Анализ биомеханики обратной тотальной артропластики плеча с использованием динамического симулятора плеча



Рис. 9.1
Схема симулятора плеча. Лопатка была зафиксирована и жестко прикреплена к симулятору таким образом, чтобы плечевой сустав соответствовал анатомической ориентации. Приводы применяли смещение к месту прикрепления дельтовидной мышцы, чтобы отвести руку в лопаточной плоскости, в то время как датчики нагрузки регистрировали силу. Статические нагрузки были приложены к прикреплениям мышц вращающей манжеты, чтобы обеспечить посадку плечевой кости на гленоид.Локоть фиксировался в прямом или согнутом положении с индивидуальной внешней фиксацией. Кинематика руки была количественно оценена с помощью трехмерных оптических диодных матриц слежения на фиксирующих штифтах [ 32 ]

Три линии дельтовидной мышцы проходят через специальные шкивы Delrin (DuPont, Wilmington, DE, USA), жестко подвешенные к раме симулятора. Направляющая из делрина с прорезями позволяет линиям дельтовидной мышцы иметь латеральную степень свободы (<5 мм) вдоль опорной поверхности шкива, чтобы предотвратить заедание или смещение динамически изменяющихся линий действия.Передний шкив дельтовидной мышцы расположен на 5 мм латеральнее переднебокового угла коракоида. Средний шкив дельтовидной мышцы расположен на 5 мм латеральнее акромиона, на полпути между переднебоковым и заднебоковым углами. Задний шкив дельтовидной мышцы расположен на 5 мм выше лопатки на полпути вдоль места прикрепления задней дельтовидной мышцы. Анатомические ориентиры располагаются пальпаторно для сохранения покрытия мягких тканей. Линии действия поворотной манжеты для статической нагрузки применяются к SSC, SS и IS / TM, где линии действия проходят через шкивы, прикрепленные к блоку заделки.Статические веса прилагаются к линиям вращающей манжеты, чтобы уменьшить сустав, позволяя дельтовидной мышце действовать как первичный двигатель. Как отмечалось ранее, тренажер в настоящее время включает в себя линии действия вращающей манжеты с приводом. Каждая линия действия дельтовидной мышцы включает датчик нагрузки 100 или 250 фунтов для контроля силы, прилагаемой для достижения движения руки. Пользовательский управляющий код написан с использованием программного обеспечения LabVIEW (National Instruments Corp, Остин, Техас, США).

В режиме обучения контроллер устанавливает вклад каждого привода в процентах от общей желаемой силы, измеренной тензодатчиками.В режиме управления нагрузкой каждый привод втягивается и выдвигается, чтобы поддерживать свой относительный процент от общей нагрузки, реагируя на изменения хода линии, когда рычаг поднимается и поворачивается пользователем. Положение исполнительных механизмов непрерывно записывается и записывается в файл траектории, определяющий желаемый путь движения. Для измерения приложенных сил в зависимости от пространственного положения система устанавливается в режим управления положением, в котором исполнительные механизмы воспроизводят отклонения, записанные в файле траектории, поднимая и вращая рычаг в зависимости от положения исполнительного механизма.

Матрицы оптических отслеживающих диодов (Optotrak 3020, Northern Digital Inc, Ватерлоо, Онтарио, Канада), установленные на дистальных якорях плечевой и локтевой кости, контролируют пространственное положение руки в зависимости от хода исполнительного механизма. Пространственные массивы соответствуют сфере для расчета центра вращения плечевой кости с использованием минимизации наименьших квадратов. Дополнительные массивы Optotrak устанавливаются на раму симулятора и монтажный блок для проверки жесткости структурных компонентов симулятора. С каждой поверхности блока встраивания собираются по три оцифрованных точки, поэтому данные образцов можно преобразовать обратно в соответствующие системы координат CT.Это позволяет отнести центр вращения как родной, так и имплантированной руки к суставной и лопаточной плоскости, не обнажая плечевой сустав.




Вопрос № 1 — Какие комбинации напряжения суставов и версии плечевой кости в rTSA оптимизируют кинематические и кинетические результаты? [

31 ]
Успешные результаты после rTSA в идеале максимизируют диапазон движений, сводя к минимуму нестабильность и напряжение дельтовидной мышцы. Несмотря на растущее распространение rTSA за последние 10 лет, все еще ведутся споры об оптимальной конфигурации и размещении оборудования для достижения этих целей.Оптимальная версия плечевой кости обсуждается, авторы рекомендуют ретроверсию от 0 ° до 30 ° [ 33 35 ]. Boileau et al. [ 6 ] сообщили, что интраоперационное определение напряжения дельтовидной мышцы в основном определяется опытом хирурга. Что касается напряжения сустава, установка имплантата как можно плотнее может минимизировать вероятность вывиха, но это может быть источником остаточной боли в дельтовидной и коракобрахиальной / двуглавой мышцах, связанной с короткой головой, и, возможно, риском стрессовых переломов акромиального сустава.
Несколько биомеханических исследований оценивали влияние плечевой версии на исходы после rTSA [ 8 , 29 , 36 , 37 ]. Stephenson et al. [ 37 ] оценили, как изменения в версии плечевой кости влияют на диапазон движений IR и ER, и определили, что ретроверсия плечевой кости 20 ° –40 ° наиболее точно восстанавливает функциональную дугу движения без столкновения. Berhouet et al. [ 36 ] определили, что размещение плечевого компонента под углом 10–20 ° ретроверсии (повторяя нормальную версию) наиболее эффективно ограничивает нижнюю лопатку.Favre et al. [ 8 ] оценили влияние плечевой версии на стабильность и определили, что в условиях нейтральной версии гленосферы стабильность увеличивается с плечевой версией от 0 ° до антеверсии. Наконец, Gulotta et al. [ 29 ] определили, что изменения в версии плечевой кости не влияли на силу дельтовидной мышцы, необходимую для скапции, а увеличение ретроверсии улучшало ER, но ограничивало IR. Сообщений о напряжении суставов при rTSA крайне мало, отчасти из-за экспериментального удаления или отсутствия структур мягких тканей в плечевом суставе.

Наша группа оценила комбинированные эффекты изменений напряжения в суставах и плечевой версии с использованием тренажера. Мы протестировали трупы, сначала оценив их базовый естественный диапазон движения и профили движения / силы для отведения и вращения. Затем мы имплантировали протез реверсивного плеча Tornier Aequalis в каждую руку. Базовая конфигурация состояла из ретроверсии плечевой кости 10 ° с полимерной вставкой 9 мм. Затем версия и натяжение были увеличены для тестирования всех 9 комбинаций ретроверсии 0 °, 10 ° и 20 ° с полимерными вставками 6 мм, 9 мм и 12 мм.


Результаты показали, что центр вращения плечевой кости сместился кнутри на 17 мм и ниже на 12 мм после имплантации rTSA, что согласуется с предыдущими исследованиями rTSA по Граммонту [ 27 , 38 , 39 ]. Изменения ретроверсии не влияли на диапазон движения или стабильность ER, но 10 ° ретроверсии приводили к наибольшему дефициту аддукции.).Отведение в состоянии покоя увеличилось минимум на 10 ° по сравнению с исходным. a В зависимости от толщины вставки ретроверсия на 10 ° приводила к максимальному отведению в покое. b В зависимости от версии, постепенное увеличение толщины вставки привело к постепенному увеличению абдукции в состоянии покоя. Среднее значение ± SEM [ 31 ]



Рис. 9.3
Увеличение толщины поли в протезе реверсивного плеча Tornier Aequalis значительно увеличивало силу дислокации с увеличением толщины имплантата. Сила бокового смещения демонстрировала ступенчатое увеличение с увеличением толщины поли и была значительной для всех протестированных комбинаций (*) [ 31 ]
Размещение rTSA между 0 ° и 20 ° ретроверсии не повлияло на диапазон вращательного движения.Эти данные отличаются от результатов Stephenson и Gulotta, которые сообщили об изменениях ретроверсии, влияющих на диапазон движений без столкновения [ 17 , 40 ]. Результаты предыдущих исследований и текущие данные могут отличаться из-за натяжения мягких тканей, ограничивающего общее вращение, до того, как произойдет прямое столкновение. Ни Стефенсон (трупы без мягких тканей), ни Гулотта (вычислительная модель) не использовали полные трупные плечи со всеми неповрежденными мягкими тканями [ 17 , 40 ].В нашем исследовании увеличение толщины имплантата или натяжения сустава улучшало стабильность имплантата за счет уменьшения общего диапазона движения отведения / приведения. Хотя увеличение толщины поли ограничивает нестабильность, следует проявлять осторожность, поскольку чрезмерное натяжение было связано с потерей диапазона движения по высоте. Кроме того, чрезмерное напряжение суставов может усугубить остаточную боль в дельтовидной мышце или повысить риск перелома акромиального сустава в клинической популяции.

Вопрос № 2 — Каков эффект изолированной латерализации гленосферы в rTSA в стиле Граммона? [

30 ]
Двумя основными ограничениями rTSA в стиле Граммона являются вырезание лопатки и невозможность восстановления ER, несмотря на значительные улучшения в подъеме вперед и отведении.Boileau et al. [ 6 ] определили, что ER улучшился только примерно на 5 ° с протезом плечевого сустава Tornier Aequalis Reversed, где гленосфера медиализовала центр вращения к суставной поверхности. В том же исследовании авторы сообщили о 68% -ной частоте надреза лопатки при 7% вывихе. В 2011 году Boileau et al. [ 5 ] сообщил о 42 плечах, которые подверглись такой же rTSA с добавлением 10-миллиметрового костного трансплантата под опорной пластиной, эффективно латерализовав центр вращения гленосферы.В этом последующем наблюдении они сообщили об улучшении ER на 10 °, частоте вырезания лопаток на 19% и отсутствии вывихов. Эти исследования показывают, что латерализация гленосферы с помощью костного спейсера может улучшить стабильность сустава и уменьшить зазубрины, аналогично латерализации центра вращения с боковым смещением гленосферы, как это доступно в системе обратного протезирования плеча (DJO, Остин, Техас) [ 7 , 33 ]. Подчеркивая эти клинические преимущества, никакие лабораторные исследования ранее не изучали биомеханические эффекты изолированной латерализации гленосферы в имплантате типа Граммона с ограниченными мягкими тканями плечами.
Мы исследовали эффекты латерализации гленосферы с помощью симулятора плеча. В частности, были созданы дополнительные металлические спейсеры для имитации костного трансплантата, помещенного под суставную пластину основания rTSA. Мы протестировали трупы, сначала оценив их базовый естественный диапазон движения и профили движения / силы для отведения. Затем мы имплантировали обратный плечевой протез Tornier Aequalis в каждую руку. Базовая конфигурация состояла из ретроверсии плечевой кости 10 ° с полимерной вставкой 9 мм, с гленосферой, прилегающей к опорной пластине гленоида.Затем мы постепенно увеличили латерализацию гленосферы с помощью прокладок 5, 10 и 15 мм (рис. 9.4). Наши результаты показали, что латерализация не влияла на пассивное ab / adduction или IR / ER. Латерализация значительно увеличивала силу дельтовидной мышцы, необходимую для линейного отведения, с каждым смещением на 5 мм (рис. 9.5). Латерализация также увеличивала силу вывиха плеча после достижения 10 мм латерализации (рис. 9.6).



Рис. 9.4
Схема нестандартных боковых прокладок со смещением a 5 мм, b 10 мм и c 15 мм.). Сила бокового смещения демонстрировала ступенчатое увеличение с боковым смещением COR, что было значительным для большинства протестированных комбинаций (*). Передний вывих демонстрировал аналогичную тенденцию, но имел ограниченную статистическую значимость (*). Среднее значение ± стандартное отклонение [ 30 ]
Эти данные подтверждают, что латерализация гленосферы является разумным методом повышения стабильности, но за счет увеличения дельтовидных сил для подъема руки. Латерализация оказала минимальное влияние на вращательное движение, что снова может быть связано с натяжением мягких тканей, ограничивающим диапазон движения без столкновения, наблюдаемый в вычислительных моделях или моделях только для кости.Эти данные хорошо согласуются с клиническими данными, сообщающими об улучшенной стабильности с минимальным влиянием на диапазон вращательного движения [ 5 ]. Что не было изучено, так это потенциальные затраты на долговечность имплантата, связанные с повышением требований к дельтовидной силе. Увеличение силы дельтовидной мышцы может привести к боли, связанной с дельтовидной, и / или ускорить функциональное снижение имплантата, которое, как сообщается, происходит примерно через 6 лет после операции [ 41 ].

Вопрос № 3 — Существуют ли существенные кинематические и кинетические различия между базовыми системами rTSA, созданными вокруг медиального или бокового центра вращения? [

32 ]
Для хирургов доступны многочисленные системы rTSA.Ранние системы rTSA включали гленосферу с боковым смещением для поддержания центра вращения анатомического сустава, но эти конструкции страдали ранним расшатыванием имплантата, и от них отказались [ 42 , 43 ]. Имплантат в стиле Граммона помещает гленосферу на поверхность гленоида, чтобы уменьшить вращательные изгибающие моменты и напряжение сдвига в гленоиде, решая проблему расшатывания, но приводя к надрезам лопатки [ 40 , 44 ]. Недавние конструкции rTSA вновь представили латерализованное смещение центра вращения, наряду с улучшенной фиксацией гленоида, чтобы ограничить нижний удар и надрез, а также ослабление гленосферы, наблюдаемое в более ранних латеральных конструкциях [ 7 ].В настоящее время все системы rTSA, доступные хирургам-ортопедам, построены на основе этих двух основных систем — латеральной и медиальной гленосфер с центром вращения.

Было проведено множество исследований суррогатной костной ткани, вычислений и симуляторов для определения эффектов индивидуальных проектных характеристик rTSA. Несмотря на обширную литературу, показывающую, что конфигурации rTSA могут индивидуально влиять на результаты, ни одно исследование не сравнивало напрямую совокупные характеристики систем rTSA, включая все конструктивные различия, уникальные для каждой системы, в модели трупа с ограничением мягких тканей.

Наша группа оценила эффективность двух широко используемых систем rTSA: обратного плеча Aequalis (Торнье, Эдина, Миннесота, США) и обратного протеза плеча (DJO Surgical, Остин, Техас, США). Aequalis представлял медиализованную гленосферную систему в стиле Граммона, тогда как RSP представлял латерализованную гленосферную систему. Мы исследовали эти системы с помощью тренажера плеча на 14 парных свежезамороженных конечностях. Трупы были протестированы, сначала оценив их базовый естественный диапазон движения и профили движения / силы для отведения и пассивного вращательного диапазона движения.Наугад одно плечо пары получило Aequalis, а противоположное плечо получило RSP. Для каждой системы использовалась наиболее часто используемая конфигурация каждого имплантата. Плечо Aequalis Reversed Shoulder было помещено под 10 ° ретроверсии плечевой кости с 9-миллиметровой полимерной вставкой, с 36-миллиметровой гленосферой в конфигурации с 10-градусным наклоном, имитирующей боковое смещение COR на 4 мм. Базовая пластина гленоида была выровнена с нижней частью гленоида и помещена заподлицо на поверхность гленоида. RSP помещали под углом 30 ° ретроверсии плечевой кости с гленосферой 32-4 ° под углом 10 ° вниз.Использовали нейтральную оболочку плечевой кости со стандартной полимерной вставкой, и базовую пластину гленоида центрировали на поверхности гленоида. Производитель каждого имплантата предоставил данные, подтверждающие, что на эти конфигурации приходилось почти 70% всех имплантированных случаев в США, и поэтому они считаются «наиболее распространенными».


Обе системы смещали центр вращения сустава кнутри и ниже по сравнению с собственным плечом, где Aequalis имел большие смещения, чем RSP в обоих направлениях.Обе системы rTSA удлиняли плечевую кость по сравнению с нативной примерно на 23 мм [ 17 ]. Медиализированный центр вращения Aequalis привел к смещению плечевой кости медиально, тогда как RSP сместил плечевую кость только вниз (рис. 9.7). Что касается пассивной ROM (ab / adduction и IR / ER), RSP приводил к меньшему дефициту аддукции, чем Aequalis (рис. 9.8), но в остальном различий между системами не было. Наконец, не было различий в силе дельтовидной мышцы, необходимой для отведения между системами, хотя градиент силы, необходимый для начала отведения, был больше для Aequalis, чем для RSP (рис.9.9). Это говорит о том, что с помощью Aequalis начать отведение труднее, чем с помощью RSP, но обе системы обеспечивали механическое преимущество по сравнению с собственным плечом.

Только золотые участники могут продолжить чтение. Войдите или зарегистрируйтесь, чтобы продолжить

Связанные

границ | Влияние дефицита вращательной манжеты на мышечные силы и контактное усилие плечевого сустава после анатомической тотальной артропластики плеча с использованием моделирования многотельной динамики опорно-двигательного аппарата

Введение

Артропластика плеча стала третьей по распространенности ортопедической процедурой после артропластики тазобедренного и коленного суставов (Smith et al., 2015; Симович и др., 2017). Две совершенно разные процедуры с разным дизайном имплантатов, анатомическая полная артропластика плеча (ATSA) и обратная полная артропластика плеча (RTSA), широко используются при различных заболеваниях суставов плечевого (GH) сустава. По сравнению с конструкцией RTSA с перевернутой шаровидной головкой, имплантат ATSA сконструирован путем имитации несоответствующей анатомии плечевого сустава. Как лучший вариант для спасения плеч при артропатии вращательной манжеты плеча, массивных непоправимых разрывах вращательной манжеты плеча, резекции опухоли и т. Д., RTSA становится популярным (Merolla et al., 2018) и значительно вырос в последние годы (Simovitch et al., 2017). ATSA чаще всего применяется в случаях хронических артритов плеча с неповрежденной вращательной манжетой и дает удовлетворительный средне- и долгосрочный клинический результат (Thomas et al., 2018). Функция и целостность мышц вращающей манжеты, состоящей из надостной, подостной, подлопаточной и малой круглой мышц, играют решающую роль в обеспечении динамической стабильности послеоперационного GH-сустава ATSA (Nam et al., 2012; Алиреза и др., 2015). Однако разрыв вращательной манжеты является признанным осложнением после ATSA в дополнение к перипротезному перелому, расшатыванию компонентов и нестабильности суставов (Young et al., 2012; Sheth et al., 2019). Сообщалось о 16,8% при среднем периоде наблюдения 8,6 лет по поводу вторичных разрывов вращательной манжеты после первичной ATSA (Young et al., 2012). Частота дисфункции вращательной манжеты значительно увеличивается с продолжительностью наблюдения (Young et al., 2012).

В клинике разрывы надостной мышцы часто участвуют в разрывах вращательной манжеты с такой же скоростью, как надостной и подостной (Hattrup et al., 2006). Нарушение функции малой круглой кости влияет на внешнюю ротацию плечевой кости и стабильность сустава GH (Collin et al., 2015; Kim et al., 2016b). Массивные разрывы сухожилия подлопаточной мышцы увеличивают риск псевдопаралича у пациентов (Collin et al., 2014). Разрывы вращательной манжеты связаны с болью, нестабильностью суставов и слабостью поднятия руки (Hattrup et al., 2006). Таким образом, послеоперационная недостаточность вращающей манжеты обязательно влияет на клинические исходы и биомеханику ATSA. Измененные ограничения мышц вокруг сустава GH в результате недостаточности вращающей манжеты связаны с изменениями послеоперационной нагрузки на сустав и кинематики.Биомеханические реакции предыдущих функциональных нарушений суставов могут еще больше усугубить повреждение вращательной манжеты. Однако предыдущие биомеханические исследования ATSA в основном были сосредоточены на влиянии конструкции имплантата на напряжение костей (Razfar et al., 2016), совместную силу и кинематику, а также мышечную силу (Sins et al., 2015), а также биомеханические преимущества Техника смещения переднего отдела головки плечевой кости (Kim et al., 2016a). De Wilde et al. (2004) исследовали силу GH и дельтовидную силу ATSA при неклассифицированном разрыве вращательной манжеты.Sins et al. (2016) исследовали влияние разрыва подлопаточной мышцы на паттерны контакта GH с ATSA. Но влияние разрывов вращательной манжеты на мышечную силу и контактную силу GH все еще в основном количественно оценивается для анализа RTSA (Ackland et al., 2018). Таким образом, в большинстве клинических исследований (Sajadi et al., 2010; Young et al., 2012; Sheth et al., 2019) обсуждались разрывы вращательной манжеты после первичной ATSA, и сообщалось о частоте случаев 16,8% (Young et al., 2019). ., 2012). Однако было проведено несколько исследований по изучению биомеханики ATSA с недостаточностью вращающей манжеты.

Хотя экспериментальные исследования in vitro могут предоставить ценную информацию о совместной нагрузке с (Parsons et al., 2002; Dyrna et al., 2018) и без разрывов вращательной манжеты (Ackland et al., 2019), экспериментальные затраты не являются способствующий исследованию параметров. Моделирование динамики множественных тел опорно-двигательного аппарата обеспечивает неинвазивную надежную платформу для понимания in vivo биомеханики плеча и влияния замены сустава на функцию. Большинство предыдущих трехмерных анатомических моделей опорно-двигательного аппарата плеча рассматривают нагрузку GH в свете разрыва вращающей манжеты (Holscher et al., 2016; Klemt et al., 2018; Vidt et al., 2018), и эти результаты могут быть переданы в ATSA. Lemieux et al. (2013) и De Wilde et al. (2004) предсказали силу GH и силу дельтовидной мышцы при ATSA, используя модели опорно-двигательного аппарата. Более того, Sins et al. (2015) успешно представили адаптированную скелетно-мышечную модель несоответствующего плечевого сустава для количественной оценки силы и кинематики сустава с использованием метода зависимой от силы кинематики (FDK). Прогностическая способность метода FDK также оценивалась в предыдущих моделированиях опорно-двигательного аппарата тотального эндопротезирования коленного сустава (Chen et al., 2014, 2016). Вышеупомянутые исследования проложат путь для изучения биомеханики ATSA в контактной силе GH, движении суставов и мышечной силе в условиях динамики опорно-двигательного аппарата.

Это исследование было направлено на создание многотельной опорно-двигательной динамической модели ATSA и дальнейшую количественную оценку влияния различных недостатков вращающей манжеты на мышечные силы и контактную силу GH во время отведения руки.

Материалы и методы

Типовая модель опорно-двигательного аппарата верхней конечности была извлечена из репозитория Anybody Managed Model Repository (AMMR, V1.6.2) для создания модели динамики опорно-двигательного аппарата ATSA в системе моделирования AnyBody (AnyBody Technologies, Ольборг, Дания, V6.0). В модели опорно-двигательного аппарата плеча было 118 мышечно-сухожильных единиц и пять суставов (акромиально-ключичный сустав, грудинно-ключичный сустав, сустав GH, локтевой сустав и лучезапястный сустав). Дельтовидные мышцы включали две части: дельтовидно-ключичную и дельтовидно-лопаточную. Акромиально-ключичный сустав и грудно-ключичный сустав были смоделированы как шаровидные суставы, допускающие только три степени свободы вращения (DoFs), локтевой сустав и лучезапястный сустав были смоделированы как поворотные суставы, допускающие только вращение сгибания-разгибания.DoF сустава GH в направлениях передне-задних, верхних-нижних и медиально-латеральных трансляций были выпущены с использованием метода FDK (Andersen et al., 2011; Chen et al., 2016). Линейный пружинный элемент с жесткостью (Debski et al., 1999) 1,74 × 10 4 Н / м был создан для имитации пассивного ограничения суставной капсулы и связок вокруг сустава GH. Было принято значение допуска 20 Н для остаточных сил FDK. Квазистатическое равновесие на каждом шаге моделирования находилось для решающей программы FDK и итеративно искалось до тех пор, пока остатки силы не падали ниже значения допуска.Головка плечевой кости диаметром 48 мм против полиэтиленовой вставки с рассогласованием 8 мм была установлена ​​с помощью программного обеспечения CAD (SolidWorks, Dassault Systems) на основе имплантата BIOMODULAR (Biomet, Германия). Локальная система отсчета была определена в центре сустава GH, как показано на рисунке 1. Геометрия имплантата была включена в модель опорно-двигательного аппарата плеча путем моделирования стандартной хирургической процедуры ATSA, геометрия имплантирована в формате STL в соответствии с положение компонента относительно центра соединения в локальной системе отсчета (рисунок 1).Модель деформируемого контакта была определена между компонентами соединения GH в соответствии с алгоритмом совместного контакта на основе штрафов, предложенным Anybody. Контактное усилие было рассчитано с использованием линейного закона объема проникновения с параметром материала, известным как модуль контактного давления P V в Н / м 3 в стандартной вычислительной структуре FDK AnyBody (Chen et al. , 2014). Контактное усилие между контактными поверхностями вычислялось как сумма всех контактных сил вершин треугольной сетки.Вершинное контактное усилие F i было рассчитано на основе линейного объема V i , аппроксимированного с использованием глубины проникновения d i [как показано в уравнении (1)].

Рис. 1. Иллюстрация, показывающая модели динамики многотельных опорно-двигательного аппарата верхних конечностей при анатомической тотальной артропластике плеча (ATSA).

Fi = PV ∗ Vi

PV = FiVi = pi⁢AiAi⁢di = (1-v) (1 + v) ⁢ (1-2⁢v) ⁢h⁢2⁢poεo⁢ [1 + n⁢ (pipo) n-1] (2)

Согласно теории упругого основания (Bei and Fregly, 2004), геометрический размер и нелинейные свойства материала полиэтиленовых компонентов, модуль контактного давления равен 2.74e11 Н / м 3 были рассчитаны и использованы в этом исследовании [как показано в уравнении (2)]. Где v и h — коэффициент Пуассона и толщина полиэтиленовой вставки, A i и p i — площадь контакта и контактное давление треугольника противника для i. -я вершина. Параметры нелинейного полиэтиленового материала: ε o = 0,0597, p o = 18.Здесь использовались значения 4 МПа и n = 3, полученные в предыдущем экспериментальном исследовании (Fregly et al., 2003). Более подробную информацию о FDK-моделировании имплантатов можно найти в предыдущих исследованиях (Chen et al., 2014, 2016).

Отведение руки моделировалось от 0 ° до 90 ° на основе функции драйвера, определенной с помощью разложения Фурье (Sins et al., 2015) с использованием установленной модели опорно-двигательного аппарата плеча ATSA. Функция драйвера имела форму, показанную в уравнении (3) (Sins et al., 2015). Поз. — положение руки относительно грудной клетки. A j и B j были коэффициентами Фурье, ω j была частотой. Приращение, соответствующее углу отведения руки на каждом шаге, рассчитывалось с использованием уравнения (3). На выполнение полного отведения руки потребовалось 90 с. DoFs сегментов грудной клетки, головы и таза были ограничены. Лопатка была ограничена путем имитации постоянного контакта между грудной клеткой и нижним углом лопатки (Sins et al., 2015).

P⁢o⁢s = ∑ [Aj⁢cos⁡ (ωj⁢t + Bj)] (3)

Сила мышц была предсказана путем решения задачи набора мышц (Damsgaard et al., 2006), а набор мышц был процессом определения того, какой набор мышечных сил будет уравновешивать данную внешнюю нагрузку (Chen et al., 2016). Изометрическая мышечная сила каждой мышцы в скелетно-мышечной модели верхней конечности была рассчитана путем умножения физиологической площади поперечного сечения на коэффициент 27 Н / см 2 для всех мышц (Chen et al., 2016). Во время моделирования отведения руки, контактная сила и совместное перемещение сустава GH, а также мышечные силы рассчитывались одновременно с использованием квадратичного полиномиального критерия набора мышц. До того, как модель опорно-двигательного аппарата плеча была использована для количественной оценки биомеханики сустава GH после ATSA при недостатках вращающей манжеты, был проведен анализ чувствительности для ключевых параметров моделирования и представлен в дополнительных материалах. Максимальные изменения объединенных сил GH составили 9.3, 13,3, 7,6 и 11%, соответственно, для изменений параметров модуля давления, критерия набора мышц, закона масштабирования и шага анализа. В конечном итоге были приняты расчетный модуль давления, квадратичный полиномиальный критерий набора мышц, закон масштабирования длины-массы-жира и шаг анализа по умолчанию.

Общедоступные экспериментальные данные OrthoLoad (Bergmann et al., 2011), которые включали измеренное in vivo GH совместных усилий шести пациентов во время отведения руки с использованием имплантата BIOMODULAR, были использованы для косвенной оценки прогностической способности метода моделирования опорно-двигательного аппарата. ATSA.Диапазон, образованный измеренными силами GH у шести пациентов, использовался для сравнения с прогнозируемыми силами GH. Затем для исследования биомеханики ATSA рассматривали неповрежденную ротаторную манжету и пять ситуаций недостаточности вращательной манжеты. Пять ситуаций недостаточности вращающей манжеты включали: Q1: недостаточность подостной мышцы; Q2: недостаточность надостной мышцы; Q3: недостаточность надостной и подостной мышцы; Q4: недостаточность подлопаточной мышцы; Q5: незначительные дефекты надостной, подостной, подлопаточной и круглой мышцы.В каждой ситуации соответствующая активация мышц была потеряна. Мышечные силы и контактные силы GH были спрогнозированы для различных ситуаций вращающей манжеты во время отведения руки.

Результаты

Прогнозируемая сила контакта GH и составляющие силы ATSA с помощью установленной модели опорно-двигательного аппарата сравниваются с сообщенным диапазоном и средним значением измеренных in vivo GH совместных усилий шести пациентов (Bergmann et al., 2011) на рисунке 2. По сравнению с сообщенным средним значением (Bergmann et al., 2011), вычислительная модель смогла предсказать силу переднезаднего компонента [среднеквадратичная ошибка (RMSE) <59,2 Н], сила верхнего-нижнего компонента ( RMSE <90,8 Н), среднеквадратичная ошибка боковая составляющая сила ( RMSE <28,3 Н) и контактная сила GH ( RMSE <60,9 Н) с разумной точностью по тренду и амплитуде.

Рис. 2. Прогнозируемая сила переднезаднего компонента (A) , сила верхнего-нижнего компонента (B) , сила медиально-латерального компонента (C) и сила контакта GH (D) из ATSA сравнивали с результатами Bergmann et al.(2011) во время похищения. Серая область и пунктирная линия представляют диапазон и среднее значение, сформированное измеренными силами GH у шести пациентов.

На рисунке 3 показаны прогнозируемые дельтовидно-лопаточные силы ATSA для пяти ситуаций недостаточности вращательной манжеты. Прогнозируемые дельтовидно-ключичные силы, не включенные в рисунок 3, были почти нулевыми в пяти ситуациях недостаточности вращающей манжеты во время отведения руки от 0 ° до 90 °. Прогнозируемые силы дельтовидной мышцы и лопаточной мышцы были увеличены в пяти случаях недостаточности вращательной манжеты.Максимальные силы дельтовидной мышцы-лопаточной мышцы ATSA были увеличены с 313 Н до 479 Н. На силу дельтовидной мышцы-лопаточной мышцы значительно влияла недостаточность подлопаточной мышцы (Q4), чем недостаточность подостной мышцы (Q1), недостаточность надостной мышцы (Q2) и недостаточность надостной и подостной мышцы (Q3). Максимальные силы дельтовидной мышцы и лопаточной мышцы были увеличены на 36% при недостаточности подлопаточной мышцы (Q4) и на 53% при незначительной недостаточности надостной, подостной, подлопаточной и круглой мышцы (Q5) по сравнению с интактной вращательной манжетой.

Рис. 3. Прогнозируемая сила дельтовидной мышцы и лопаточной мышцы (A) , сила надостной мышцы (B) , сила надостной мышцы (C) , сила подлопаточной мышцы (D) ATSA при неповрежденной вращающей манжете и различных дефектах вращательной манжеты. Q1: недостаточность подостной мышцы; Q2: недостаточность надостной мышцы; Q3: недостаточность надостной и подостной мышцы; Q4: недостаточность подлопаточной мышцы; Q5: незначительные дефекты надостной, подостной, подлопаточной и круглой мышцы.

По сравнению с неповрежденной вращающей манжетой, сила подостной мышцы увеличивалась только при недостаточности надостной мышцы (Q2) на фиг. 3. Дефицит подлопаточной мышцы (Q4) не влиял на силу надостной мышцы. По сравнению с неповрежденной вращающей манжетой, сила надостной мышцы увеличивалась только при недостаточности подостной мышцы (Q1). Хотя сила надостной мышцы была уменьшена во время отведения руки с 0 ° до 60 ° и увеличилась во время отведения руки с 60 ° до 90 ° только при недостаточности подлопаточной мышцы (Q4), прогнозируемая сила надостной мышцы была такой же, как и для неповрежденной вращательной манжеты плеча. Положение 90 °.По сравнению с неповрежденной вращающей манжетой, максимальные силы подлопаточной мышцы были уменьшены на 17% при недостаточности надостной и подостной мышцы (Q3). Влияние недостаточности надостной мышцы на силу подлопаточной мышцы не наблюдалось. Прогнозируемые второстепенные силы круглой мышцы, не включенные в рисунок 3, были почти равны нулю в пяти ситуациях недостаточности вращающей манжеты во время отведения руки от 60 ° до 90 °.

На рис. 4 показаны прогнозируемая сила контакта GH и составляющие силы ATSA для пяти ситуаций недостаточности вращающей манжеты.По сравнению с неповрежденной вращающей манжетой, прогнозируемые контактные силы GH ATSA были уменьшены на 9,3, 2,6 и 11,3% при угле отведения 78 ° в порядке от Q1 до Q3. Влияние недостаточности подостной мышцы (Q1) на контактные силы GH было больше, чем от недостаточности надостной мышцы (Q2). Однако недостаточность подлопаточной мышцы (Q4) уменьшала влияние недостаточности надостной и подостной мышц на контактную силу GH и составляющие силы ATSA. Контактные силы GH были увеличены на 24.8 и 25,2% при угле отведения 78 ° под недостаточностью подлопаточной мышцы (Q4) и незначительными недостатками надостной, подостной, подлопаточной и круглой мышцами (Q5).

Рис. 4. Прогнозируемая сила переднезаднего компонента (A) , сила верхнего-нижнего компонента (B) , сила медиально-латерального компонента (C) и сила контакта GH (D) из ATSA под неповрежденной вращательной манжетой и различными дефектами вращательной манжеты. Q1: недостаточность подостной мышцы; Q2: недостаточность надостной мышцы; Q3: недостаточность надостной и подостной мышцы; Q4: недостаточность подлопаточной мышцы; Q5: незначительные дефекты надостной, подостной, подлопаточной и круглой мышцы.

Обсуждение

Модель динамики многотельных опорно-двигательного аппарата ATSA была создана с использованием метода FDK в этом исследовании. Контактная механика и кинематика сустава GH были рассмотрены в инверсном динамическом моделировании модели опорно-двигательного аппарата плеча. Контактные силы и мышечные силы могут быть рассчитаны одновременно во время моделирования отведения руки. Прогнозируемые контактные силы GH с использованием скелетно-мышечной модели ATSA были косвенно оценены путем сравнения с предыдущими отчетами (Bergmann et al., 2011). Из-за отсутствия кинематических данных соответствующего пациента в этом исследовании моделировалось отведение руки, что может повлиять на точность прогноза. Даже в этом случае модель опорно-двигательного аппарата предоставила потенциальный подход к пониманию биомеханики ATSA для улучшения конструкции имплантата искусственного плечевого сустава и изучения исхода протезной функции и механизма отказа.

Дефицит вращательной манжеты приводит к увеличению эффективности дельтовидной мышцы при отведении руки (Holscher et al., 2016). Прогноз снова показал, что сила дельтовидной мышцы увеличилась вместе с дефицитом вращающей манжеты. Специально при полном дефиците вращательной манжеты дельтовидная сила была увеличена более чем на 53%. Стабильность плечевого сустава снизилась, а изменения в моментной руке мышцы привели к увеличению силы дельтовидной мышцы и немонотонной тенденции (Terrier et al., 2008). Эти результаты свидетельствуют о том, что пациенты с ATSA усиленно поднимают руку после разрыва вращательной манжеты, что снижает удовлетворенность пациентов.Хотя недостаток вращательной манжеты также приводит к увеличению силы дельтовидной мышцы при RTSA (Terrier et al., 2008), после разрыва вращательной манжеты требуется больше силы дельтовидной мышцы для завершения отведения руки. Послеоперационные разрывы вращательной манжеты ATSA должны привлекать больше хирургического внимания из-за индуцированной потенциальной клинической боли и чрезмерного подъема руки.

Хотя сила дельтовидной мышцы была увеличена вместе с недостаточностью надостной и подостной мышцы, сила контакта GH была уменьшена.Из-за этого надостная и подосточная мышца вносят основной вклад в сжимающие силы сустава GH. Видт и др. (2018) обнаружили, что меньшие пиковые результирующие и сжимающие силы сустава GH были вызваны наличием разрыва вращающей манжеты. Уменьшение сжимающей силы было выявлено для плеча с разрывом вращающей манжеты, что привело к меньшей передне-задней стабильности (Lippitt et al., 1993; Vidt et al., 2018). Меньшая сила переднезаднего компонента была также вызвана наличием разрыва вращающей манжеты в этом исследовании.Однако интересно, что в этом исследовании сила контакта GH была увеличена при недостаточности подлопаточной мышцы. Дефицит подлопаточной мышцы привел к увеличению силы дельтовидной мышцы, что могло привести к увеличению силы контакта GH и немонотонной тенденции. Этот вывод был аналогичен предыдущему отчету Sins et al. (2016), где сила реакции GH и контактное давление были увеличены при недостаточности подлопаточной мышцы по сравнению с неповрежденной вращательной манжетой. Этот аспект может отрицательно сказаться на сохранности полиэтиленовой вставки.Таким образом, это очень серьезное заболевание для ATSA из-за большей силы суставов и меньшей стабильности в результате недостаточности надостной, подостной и подлопаточной мышц.

В этом исследовании дефицит подостной и надостной мышцы влияли друг на друга. Механическое взаимодействие между надостной и надостной мышцами может быть основной причиной ухудшения состояния надостной и надостной мышцы. Влияние недостаточности подлопаточной мышцы на силу надостной мышцы не наблюдалось. Однако сила подлопаточной мышцы была снижена при недостаточности подостной мышцы по сравнению с неповрежденной вращательной манжетой.Пока не было влияния недостаточности надостной мышцы на силу подлопаточной мышцы. Но недостаточность подлопаточной мышцы повлияла на амплитудные колебания силы надостной мышцы. Из-за этого разрыв подостной мышцы увеличивал силу надостной мышцы и уменьшал силу подлопаточной мышцы. Уменьшение силы подлопаточной мышцы дополнительно вызывало колебания амплитуды силы надостной мышцы. Следовательно, влияние разрыва подостной мышцы на силу надостной мышцы было усугублено. Изменения сил мышц вращательной манжеты заслуживают большего внимания для понимания эволюции разрыва вращательной манжеты в клинике после ATSA.

Следует обсудить несколько ограничений. Во-первых, только пять ситуаций недостаточности вращательной манжеты были рассмотрены для исследования биомеханики ATSA, другие комбинированные разрывы и реконструкции вращательной манжеты не рассматривались. Во-вторых, движение отведения руки определялось простым драйвером без учета других движений. Данные захвата движения пациента следует использовать для получения реалистичного совместного перевода. В этом исследовании моделировалось только движение отведения, другие более значимые повседневные действия не рассматривались.Бергманн и др. (2011) указали на возможную разницу между использованием повседневной активности и стандартной активности. В-третьих, влияние конструктивных особенностей искусственного плечевого сустава не учитывалось в текущем исследовании, были включены только один объект и геометрия протеза. Увеличение диаметра гленосферы значительно увеличивало силу дельтовидных мышц и суставов, а латерализация увеличивала диапазон движений отведения (Langohr et al., 2015). Влияние диаметра сустава на диапазон движения может быть подтверждено аналогичными работами Putame et al.(2019). В-четвертых, пассивное ограничение суставной капсулы и связок вокруг сустава GH моделировалось линейным пружинным элементом, что является причиной разницы в кривых мышечной силы и кривых контактной силы GH при отведении 0 °. В-пятых, необходимо исследовать влияние разрывов вращательной манжеты на совместную трансляцию и положение центра давления сустава GH. Поскольку потеря функции вращающей манжеты может привести к подвывиху из-за плавающего центра вращения плечевого компонента, что впоследствии может привести к функциональной инвалидности плеча.Таким образом, необходимо оценить вывих плеча в случае ATSA с недостаточностью вращательной манжеты. Все вышеперечисленные ограничения следует учитывать в будущем исследовании. Несмотря на эти ограничения, существовавшие в текущем исследовании, прогноз улучшил понимание дефицита вращательной манжеты после ATSA, а скелетно-мышечная модель ATSA обеспечивает надежную платформу для дизайна имплантата, предоперационного планирования и оценки функции.

Заключение

Дельтовидные силы были увеличены из-за недостатка вращающей манжеты, что может вызвать потенциальную клиническую боль и чрезмерное поднятие руки.Сила контакта GH снижалась при недостаточности надостной и подостной мышцы, но увеличивалась при недостаточности подлопаточной мышцы. Разрыв подостной мышцы увеличивает силу надостной мышцы и уменьшает силу подлопаточной мышцы. Уменьшение силы подлопаточной мышцы дополнительно вызывало колебания амплитуды силы надостной мышцы. Таким образом, эффект от разрыва подостной мышцы на надостной был усугублен. Изменения сил мышц вращательной манжеты заслуживают большего внимания для понимания эволюции разрыва вращательной манжеты в клинике после ATSA.

Заявление о доступности данных

Оригинальные материалы, представленные в исследовании, включены в статью / дополнительные материалы, дальнейшие запросы можно направить соответствующему автору.

Авторские взносы

ZC, XF, YG, JZ и ZJ разработали и разработали исследование. ZC и XF выполнили моделирование и подготовили рукопись. LG, SC и ZJ просмотрели и отредактировали рукопись. Все авторы прочитали и одобрили рукопись.

Финансирование

Это исследование было поддержано Национальным фондом естественных наук Китая (11

8, 51805044 и 52035012) и Фондом естественных наук провинции Шэньси, Китай (2021JQ-284 и 2019JQ-243).

Конфликт интересов

Авторы заявляют, что исследование проводилось при отсутствии каких-либо коммерческих или финансовых отношений, которые могут быть истолкованы как потенциальный конфликт интересов.

Дополнительные материалы

Дополнительные материалы к этой статье можно найти в Интернете по адресу: https://www.frontiersin.org/articles/10.3389/fbioe.2021.6

/full#supplementary-material

Сноски

Список литературы

Экленд, Д.К., Робинсон, Д. Л., Вилкош, А., Ву, В., Ричардсон, М., Ли, П. и др. (2018). Влияние разрывов вращательной манжеты на мышечную и суставную контактную нагрузку после обратного тотального эндопротезирования плеча. J. Orthop. Res. 37, 211–219. DOI: 10.1002 / jor.24152

PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

Ackland, D. C., Wu, W., Thomas, R., Patel, M., Page, R., Sangeux, M., et al. (2019). Функция мышц и суставов после анатомической и обратной тотальной артропластики плеча с использованием модульного плечевого протеза. J. Orthop. Res. 37, 1988–2003. DOI: 10.1002 / jor.24335

PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

Алиреза, Э., Стив, К., Кристина, Л. Б., Али, Г., Эндрю, К., Эндрю, Дж. И др. (2015). Разрывная артропатия вращательной манжеты плеча: патофизиология. характеристики изображения и варианты лечения. AJR Am. J. Roentgenol. 205, W502 – W511.

Google Scholar

Андерсен, М.С., Дамсгаард, М., и Расмуссен, Дж. (2011). «Зависимая от силы кинематика: новый метод анализа несоответствующих суставов», в материалах Труды 13-го раз в два года Международного симпозиума по компьютерному моделированию в биомеханике , (Лёвен).

Google Scholar

Бергманн, Г., Грайхен, Ф., Бендер, А., Рольманн, А., Гальдер, А., Байер, А. и др. (2011). In vivo нагрузки на плечевой и плечевой суставы при сгибании и отведении вперед. J. Biomech. 44, 1543–1552. DOI: 10.1016 / j.jbiomech.2011.02.142

PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

Chen, Z., Zhang, X., Ardestani, M. M., Wang, L., Liu, Y., Lian, Q., et al. (2014). Прогнозирование механики суставов искусственного коленного сустава in vivo с использованием жесткой динамики нескольких тел с эластичными контактами. Proc. Inst. Мех. Англ. H 228, 564–575. DOI: 10.1177 / 0954411

7476

PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

Чен З., Чжан З., Ван Л., Ли Д., Чжан Ю. и Цзинь З. (2016). Оценка предметно-ориентированного моделирования опорно-двигательного аппарата для прогнозирования нагрузки при тотальном эндопротезировании коленного сустава. Med. Англ. Phys. 38, 708–716. DOI: 10.1016 / j.medengphy.2016.04.010

PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

Коллин, П., Мацумура, Н., Ладерманн, А., Денар, П. Дж., И Вальч, Г. (2014). Связь между массивным хроническим разрывом вращающей манжеты плеча и потерей активного диапазона движений плеча. J. Shoulder Elbow Surg. 23, 1195–1202. DOI: 10.1016 / j.jse.2013.11.019

PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

Коллин, П., Треседер, Т., Денар, П. Дж., Нейтон, Л., Валч, Г., и Ледерманн, А. (2015). Какой клинический тест является наилучшим для оценки малой круглой мышцы при массивных разрывах вращательной манжеты плеча? Clin.Ортоп. Relat. Res. 473, 2959–2966. DOI: 10.1007 / s11999-015-4392-9

PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

Дамсгаард М., Расмуссен Дж., Кристенсен С. Т., Сурма Э. и Зи М. Д. (2006). Анализ опорно-двигательного аппарата в системе моделирования любого тела. Simulat. Modell. Практик. Теория 14:12.

Google Scholar

Де Вильд, Л. Ф., Оденарт, Э. А., и Бергс, Б. М. (2004). Протезы плеча при артропатии разрыва манжеты: сравнительное биомеханическое исследование. J. Orthop. Res. 22, 1222–1230. DOI: 10.1016 / j.orthres.2004.03.010

PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

Дебски, Р. Э., Вонг, Э. К., Ву, С. Л., Фу, Ф. Х. и Уорнер, Дж. Дж. (1999). Аналитический подход для определения сил in situ в плечевых связках. J. Biomech. Англ. 121, 311–315. DOI: 10.1115 / 1.2798326

CrossRef Полный текст | Google Scholar

Дирна, Ф., Имхофф, Ф. Б., Халлер, Б., Браун, С., Обопилве, Э., Апостолакос, Дж. М. и др. (2018). На первичную стабильность пластики акромиально-ключичного сустава влияет тип дополнительной реконструкции акромиально-ключичной капсулы. Am. J. Sports Med. 46, 3471–3479. DOI: 10.1177 / 0363546518807908

PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

Фрегли Б. Дж., Бей Ю. Х. и Сильвестр М. Э. (2003). Экспериментальная оценка модели упругого основания для прогнозирования контактного давления при замене коленного сустава. J. Biomech. 36, 1659–1668. DOI: 10.1016 / s0021-9290 (03) 00176-3

CrossRef Полный текст | Google Scholar

Holscher, T., Weber, T., Lazarev, I., Englert, C., and Dendorfer, S. (2016). Влияние разрывов вращательной манжеты плечевого сустава на стабильность плечевого сустава при отведении. J. Orthop. Res. 34, 1628–1635. DOI: 10.1002 / jor.23161

PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

Ким, Х. М., Чакон, А. К., Эндрюс, С. Х., Руш, Э.П., Чо, Э., Конавей, В. К. и др. (2016a). Биомеханические преимущества переднего смещения компонента головки плечевой кости при нестабильном кзади тотальном артропластике плеча: трупное исследование. J. Orthop Res. 34, 666–674. DOI: 10.1002 / jor.23048

PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

Ким, Дж. К., Ю, Х. Дж., Чон, Дж. Х. и Ким, С. Х. (2016b). Влияние малой жировой инфильтрации круглой мышцы на результаты заживления вращательной манжеты. Артроскопия 32, 552–558.DOI: 10.1016 / j.arthro.2015.10.021

PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

Клемт, К., Принольд, Дж. А., Морганс, С., Смит, С. Х. Л., Нолти, Д., Рейли, П. и др. (2018). Анализ сжимающих и сдвигающих сил плеча во время повседневной функциональной активности. Clin. Биомех. (Бристоль, Эйвон) 54, 34–41. DOI: 10.1016 / j.clinbiomech.2018.03.006

PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

Лангор, Г. Д., Джайлс, Дж. У., Атвал, Г. С., и Джонсон, Дж. А. (2015). Влияние диаметра гленосферы при обратном артропластике плеча на мышечную силу, нагрузку на суставы и диапазон движений. J. Shoulder Elbow Surg. 24, 972–979. DOI: 10.1016 / j.jse.2014.10.018

PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

Лемье, П. О., Тетро, ​​П., Хагемейстер, Н., Нуно, Н. (2013). Влияние размера головки протеза плечевой кости и медиального смещения на механику плеча при артропатии разрыва манжеты: численное исследование. J. Biomech. 46, 806–812. DOI: 10.1016 / j.jbiomech.2012.11.021

PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

Липпит, С. Б., Вандерхофт, Дж. Э., Харрис, С. Л., Сидлс, Дж. А., Гарриман, Д. Т. II, и Матсен, Ф. А. III, et al. (1993). Стабильность плечевой кости от вогнутости-сжатия: количественный анализ. J. Shoulder Elbow Surg. 2, 27–35. DOI: 10.1016 / s1058-2746 (09) 80134-1

CrossRef Полный текст | Google Scholar

Меролла, Г., Парел И., Катти А. Г., Филиппи М. В., Паладини П. и Порселлини Г. (2018). Оценка анатомической и обратной тотальной артропластики плеча с помощью постоянной шкалы Мерли, взвешенной по лопатке. Внутр. Ортоп. 43, 659–667. DOI: 10.1007 / s00264-018-4088-3

PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

Нам Д., Маак Т. Г., Рафаэль Б. С., Кеплер К. К., Кросс М. Б. и Уоррен Р. Ф. (2012). Разрывная артропатия вращательной манжеты плеча: оценка, диагностика и лечение: выбор экспонатов AAOS. J. Bone. Соединение. Surg. Являюсь. 94: e34. DOI: 10.2106 / jbjs.k.00746

PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

Парсонс, И. М., Апрелева, М., Фу, Ф. Х., Ву, С. Л. (2002). Влияние разрывов вращательной манжеты на силы реакции плечевого сустава. J. Orthop. Res. 20, 439–446. DOI: 10.1016 / s0736-0266 (01) 00137-1

CrossRef Полный текст | Google Scholar

Putame, G., Pascoletti, G., Franceschini, G., Dichio, G., и Терзини, М. (2019). ПЗУ для протезирования тазобедренного сустава из программного обеспечения для моделирования нескольких тел. Annu. Int. Конф. IEEE Eng. Med. Биол. Soc. 2019, 5386–5389.

Google Scholar

Разфар, Н., Ривз, Дж. М., Лангор, Д. Г., Уиллинг, Р., Атвал, Г. С., и Джонсон, Дж. А. (2016). Сравнение напряжений в проксимальной части плечевой кости у бесстеблей, короткой ножки и стандартной длины ножки: анализ методом конечных элементов. J. Shoulder Elbow Surg. 25, 1076–1083. DOI: 10.1016 / j.jse.2015.11.011

PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

Саджади, К. Р., Квон, Ю. В., и Цукерман, Дж. Д. (2010). Ревизионное эндопротезирование плеча: анализ показаний и результатов. J. Shoulder Elbow Surg. 19, 308–313. DOI: 10.1016 / j.jse.2009.05.016

PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

Шет М., Шолдер Д., Падегимас Э. М., Николсон Т. А., Гетц К. Л., Рэмси М. Л. и др. (2019). Отказ от анатомического тотального эндопротезирования плеча с ревизией на другое анатомическое тотальное эндопротезирование плеча. Arch. Bone Jt Surg. 7, 19–23.

Google Scholar

Симович, Р. В., Фридман, Р. Дж., Чунг, Э. В., Флурин, П. Х., Райт, Т., Цукерман, Дж. Д. и др. (2017). Скорость улучшения клинических исходов после анатомической и обратной тотальной артропластики плеча. J. Bone. Соединение. Surg. Являюсь. 99, 1801–1811. DOI: 10.2106 / jbjs.16.01387

PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

Sins, L., Tétreault, P., Hagemeister, N., и NunϸO, N. (2015). Адаптация модели опорно-двигательного аппарата Anybody TM к несоответствующему контексту тотального эндопротезирования плеча. J. Biomechan. Англ. 137: 101006.

Google Scholar

Sins, L., Tetreault, P., Nuno, N., and Hagemeister, N. (2016). Влияние несоответствия протеза и разрыва подлопаточной мышцы на паттерны плечевого контакта при тотальном артропластике плеча: численный анализ опорно-двигательного аппарата. J. Biomech. Англ. 138: 121007.

Google Scholar

Смит, С. Л., Ли, Б. Л., Буния, А., Хо, С. Л., Скоулз, С. К. и др. (2015). Тестирование на износ современной конструкции обратного плечевого протеза in vitro. J. Biomechan. 48, 3072–3079. DOI: 10.1016 / j.jbiomech.2015.07.022

PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

Терьер А., Рейст А., Мерлини Ф. и Фаррон А. (2008). Моделирование суставных и мышечных сил в обратных и анатомических плечевых протезах. J. Bone. Соединение. Surg. Br. 90, 751–756. DOI: 10.1302 / 0301-620x.90b6.19708

PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

Томас Р., Ричардсон М., Патель М., Пейдж Р., Санжё М. и Экленд Д. К. (2018). Контактное давление вращательной манжеты на границе сухожилия и имплантата после анатомического тотального эндопротезирования плеча с использованием гленоидного компонента с металлической основой. J. Shoulder Elbow Surg. 27, 2085–2092. DOI: 10.1016 / j.jse.2018.04.017

PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

Видт, М.E., Santago, A.C.II, Marsh, A.P, Hegedus, E.J., Tuohy, C.J., Poehling, G.G., et al. (2018). Моделирование разрыва вращательной манжеты: индивидуальные силы мышц плеча влияют на прогноз силы контакта плечевого сустава. Clin. Биомех. (Бристоль, Эйвон) 60, 20–29. DOI: 10.1016 / j.clinbiomech.2018.10.004

PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

Янг, А. А., Валч, Г., Папе, Г., Гольке, Ф., и Фавард, Л. (2012). Вторичная дисфункция вращательной манжеты плеча после тотального артропластики плеча по поводу первичного плечевого остеоартрита: результаты многоцентрового исследования с периодом наблюдения более пяти лет. J Bone Joint Surg Am. 94, 685–693. DOI: 10.2106 / jbjs.j.00727

PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

Сопряжение моментов плечевого сустава у людей с хроническим ходом зеркал, с дополнительными не зависящими от нагрузки отрицательными эффектами в задаче с комбинированным крутящим моментом | Journal of NeuroEngineering and Rehabilitation

В этом исследовании изучалась сила внутреннего / внешнего вращения с одной глубиной резкости и впервые комбинировалось внутреннее / внешнее вращение с отведением / приведением у лиц с инсультом и без него.Важно отметить, что мы попытались лучше понять факторы, способствующие традиционному включению внутреннего / внешнего вращения в стереотипные или синергетические модели движения, связанные с инсультом.

Мы предположили, что паретическая рука будет менее способна генерировать внешний вращающий момент во время аддукции, менее способна генерировать внутренний вращающий момент во время отведения и, наоборот, более способна генерировать внешний вращающий момент во время отведения и более способна генерировать внутреннее вращение. во время аддукции, вторичной по отношению к выявлению аномального синергизма.Это было подтверждено для всего, кроме внешнего вращения во время отведения, при котором не было эффекта нагрузки. Также не было эффекта нагрузки в условиях внешнего вращения-отведения для контрольной и непаретичной групп рук. Отсутствие значимости может быть связано с тем фактом, что внешние вращатели (infraspinatus, teres minor) и отводящие мышцы (дельтовидная, надостная) представляют собой разные группы мышц и, таким образом, имеют более чистые линии действия в своих соответствующих направлениях [25, 26, 31]. Напротив, внутренние вращатели и приводящие мышцы в основном представляют собой одни и те же группы мышц, создавая крутящий момент одновременно в обоих направлениях.Следовательно, нагрузка не повлияет на максимальное количество внешнего вращения, которое может быть произведено во время различных величин отведения. Это можно наблюдать по наклону как экспериментальных, так и смоделированных данных (рис. 4).

В то время как три из четырех из этих гипотез были подтверждены для паретической группы, они были также подтверждены для контрольной и непаретичной групп. Не было обнаружено различий в влиянии нагрузки между группами. В частности, все группы имели ограничения в выполнении двойных задач «вне синергии» (внутреннее вращение / отведение и внешнее вращение / приведение).Эти результаты согласуются с недавними результатами Baillargeon et al. [16], в которых самыми слабыми направлениями крутящего момента у молодого здорового населения были комбинации отведения с внутренней ротацией и аддукции с внешней ротацией, предлагая альтернативное объяснение сцепления с несколькими степенями свободы в плечевом суставе.

Неожиданное открытие, что эффект нагрузки не отличался для паретичной руки и непаретичной или контрольной руки, предполагает, что ограниченная способность сочетать внешнее вращение с приведением или внутреннее вращение с отведением является нормальным признаком моторного контроля.Одно из объяснений этого общего ограничения заключается в том, что существует основное механическое ограничение, ограничивающее создание крутящего момента в этих направлениях. Мы утверждаем, что биомеханические ограничения из-за прикрепления мышц и их соответствующих действий естественным образом ограничивают контроль степеней свободы в плечевом суставе. В частности, первичные аддукторы (широчайшая мышца спины, большая грудная мышца и большая круглая мышца) имеют моментные плечи с сильным компонентом, действующим как во внутреннем вращении, так и в аддукции [25, 26, 31].И наоборот, помимо подлопаточной мышцы (более чистый внутренний ротатор), те же самые мышцы являются основными внутренними ротаторами, со значительным компонентом мышечного натяжения, действующим при приведении. Таким образом, когда задача требует приведения, большая грудная и широчайшая мышцы спины активируются и, по сути, создают крутящий момент внутреннего вращения, ограничивая величину чистого внешнего вращения, которое может быть создано. И наоборот, когда задача требует внутреннего вращения, автоматически создается момент приведения, противодействуя любой попытке создания момента приведения.Таким образом, в задаче комбинированного крутящего момента, когда необходимо контролировать отводящую нагрузку, величина внутреннего вращения, которая может быть создана, будет ограничена величиной отведения, которая может компенсировать или свести на нет биомеханически связанный момент приведения, возникающий во время внутреннего вращения.

Это общее биомеханическое ограничение было отражено в моделировании опорно-двигательного аппарата. Моделирование и экспериментальные данные для каждого пола, данные для женщин (рис. 4, вверху) и данные для мужчин (рис. 4, посередине), были схожими, что указывает на то, что действия мышц и, в более широком смысле, биомеханика мышц ограничивают производительность во время этого двойного действия. задача.Хотя мужские данные достаточно хорошо соответствуют модели, женские данные имеют некоторые расхождения во внешнем направлении вращения, возможно, из-за того, что модель основана на мужской анатомии. Модель была построена с использованием костей и мышц, размер / длина которых эквивалентен 50-му процентилю мужчин, и хотя корректировки объема мышц были сделаны, корректировки размера костей и моментальных рук не производились. Это может объяснить, почему модель подходит для мужских данных ближе, чем для женских данных. Другие ограничения моделирования включают то, что оно предполагает неизменный / неповрежденный моторный контроль, познание и зрение / восприятие — все это может быть нарушено после инсульта.Хотя эти нарушения в основном объясняются критериями включения / исключения, а также включают тестирование паретичных, непаретичных и контрольных групп, они могут частично объяснять различия между результатами модели и результатами участников исследования.

Второе объяснение общего ограничения способности сочетать внутреннее вращение с отведением и внешнее вращение с приведением между ходом и контролем состоит в том, что аксиальные / проксимальные мышцы, по крайней мере, частично иннервируются ипсилатеральными вентральными кортикоспинальными трактами.После инсульта эти тракты, используемые для управления осевыми / проксимальными мышцами пораженной стороны, остаются неповрежденными, поскольку берут начало в противоположном полушарии. Незначительное взаимодействие между нагрузкой и группой может быть объяснено аналогичной иннервацией аксиальных / проксимальных мышц независимо от возникновения инсульта. Тем не менее, мы наблюдали потерю силы на 50–75% в паретичных руках, что свидетельствует о существенной роли бокового кортикоспинального тракта, который серьезно пострадал после инсульта.С потерей латерального кортикоспинального тракта и предполагаемой большей зависимостью от вентрального кортикоспинального тракта или других ипсилатеральных медиальных путей можно было бы ожидать другого эффекта нагрузки в паретичной руке. В отсутствие этого эффекта взаимодействия группы и нагрузки объяснение ипсилатеральных медиальных моторных путей менее вероятно.

Наблюдалась важная разница между эффективностью паретичных групп по сравнению с непаретичными и контрольными группами. Паретические рычаги были слабее в силе с одной степенью свободы, но с учетом слабости, учтенной путем нормализации к их максимуму, все же демонстрировали систематически более низкие характеристики (пониженная нормализованная сила) во всех четырех условиях комбинированного крутящего момента.Слабость с одной степенью резкости в паретическом плече согласуется с обычными последствиями инсульта. И наши результаты кажутся обобщаемыми, поскольку степень слабости, наблюдаемая в настоящем исследовании, аналогична предыдущей работе. В частности, наши данные отражают ранее сообщенные базовые значения силы для отведения (25 Нм), аддукции (33 Нм), внешнего вращения (8 Нм) и внутреннего вращения (12 Нм) в аналогичной, но более крупной когорте (N = 32) как часть недавнего исследования по реабилитации после хронического инсульта [32].

Систематически более низкая производительность в задачах с комбинированным крутящим моментом может отражать наличие связанных последствий инсульта, таких как нарушение когнитивных функций или двигательного планирования или гипертония (общая тоническая ко-активация).Нарушения когнитивных функций и двигательного планирования менее вероятны, поскольку показатели в контрольной и непаретичной группах не различались, что означает, что участники с инсультом были когнитивно способны выполнять задачу аналогично контрольной группе. Гипертонус, который проявляется в покое и во время выполнения задач или при движении после инсульта [33,34,35,36,37], может лучше объяснить систематическое снижение производительности паретичных рук. Это подтверждается моделированием, в котором минимальная активация мышц была увеличена, что привело к падению максимально возможного максимального крутящего момента при выполнении двух задач.Как видно на рис. 4 (внизу), увеличение совместной активации снижает производительность двойной задачи на всех уровнях нагрузки и задачах, аналогично тому, что было замечено в экспериментальных данных. Это дополнительное ограничение имитировало повышенную глобальную фоновую активность или гипертонус. Это может означать, например, что во время задания максимального внешнего вращения также будут активированы мышцы-антагонисты, такие как подлопаточная, широчайшая мышца спины и большая грудная мышца, ограничивая производство крутящего момента в желаемом (внешнее вращение) направлении.Сама по себе потеря силы не объясняет это падение производительности; после того, как смоделированные данные, моделирующие слабость, нормализованы до их максимальной силы, не наблюдается падения нормализованной производительности двойного задания (все смоделированные уровни силы отмечены синей линией в нижней части рисунка 4). Согласно изменениям, наблюдаемым в этой модели, повышенная ко-активация (гипертония) может объяснять наблюдаемые групповые различия на всех уровнях нагрузки в этой двойной задаче. Мы исследовали потерю силы и совместную активацию отдельно, хотя существует очевидное взаимодействие, поскольку эти эффекты выходили за рамки целей этого исследования.Дальнейшая работа будет включать внутримышечную электромиографию вращательной манжеты, возможно, во время сна, чтобы более точно определить фоновую мышечную активность.

Экстрапирамидные пути, включая кортикоретикулоспинальный и кортиковестибулоспинальный тракты, участвующие в контроле позы и тонуса [38] и предположительно настраивающие или модулирующие двигательные команды [37], растормаживаются [37] или активируются [10, 39, 40] после Инсульт. Наши результаты подтверждают эти данные о том, что гипертония является результатом повышенной активности экстрапирамидных путей, которые зависят от моноаминов, которые, в свою очередь, более диффузно увеличивают возбудимость оставшегося пула мотонейронов.Необходима дальнейшая работа для разделения сопутствующих и связанных нарушений аномальной синергии и гипертонии, которые отражают взаимодействие между оставшимися ипсилезионными кортикофугальными проекциями, повышающей регуляцией кортикобульбоспинальных проекций и требованиями к осанке и тонусу для конкретной задачи.

В этом исследовании была предпринята попытка количественно оценить сообщаемые визуальные наблюдения аномальной синергии при внешнем и внутреннем вращении плечевой кости, хотя и при хроническом инсульте, по сравнению с острым и подострым инсультом, при которых были сделаны первоначальные наблюдения.Эти результаты не подтверждают включение внутреннего и внешнего вращения в определение аномальной синергии. Сходство в действии нагрузки между ходом и контролем предполагает общие биомеханические ограничения в задачах крутящего момента плеча с несколькими степенями свободы из-за анатомии опорно-двигательного аппарата. Эти данные, включая моделирование, предполагают активацию или повышенную активность экстрапирамидной или тональной системы контроля [10, 37, 39, 40] в сочетании с серьезными нарушениями силы, особенно при внешнем вращении плечевой кости, что объясняет различия, наблюдаемые после инсульта в этом комбинированная задача крутящего момента.

Дизайн исследования имел некоторые ограничения. Несмотря на значительные основные эффекты, небольшой размер выборки и большая дисперсия в популяции инсультов, возможно, не позволили статистической оценке эффекта взаимодействия группы и нагрузки. Во время парадигмы двойного задания мы не тестировали при более высоких уровнях нагрузки (> 50% силы отведения / приведения), что, как известно, максимизирует проявление синергии верхних конечностей. Хотя тестирование при более высоких нагрузках становится трудным из-за контроля моторики, утомляемости и дискомфорта, оно могло указывать на минимальный вклад аномального синергизма в работу паретичной руки, который не наблюдался в настоящем исследовании.Такой эффект может быть трудно обнаружить, учитывая сходящийся характер моделируемой кривой силы двойной задачи при более высоких уровнях нагрузки (уменьшенное внешнее вращение во время аддукции или уменьшенное внутреннее вращение во время абдукции). Также возможно, что не было взаимодействия группы и нагрузки, потому что задача была проксимальной и сложной или достаточно сложной, чтобы полностью активировать экстрапирамидную систему, тем самым смывая эффект взаимодействия, ожидаемый от паретичной группы при разных нагрузках. Это подразумевает эффект, основанный на усилиях, по сравнению со специфическим эффектом отводящей нагрузки, как предлагалось ранее.

Клиническая анатомия и стабилизаторы плечевого сустава — Gasbarro

Введение

Движение плеча требует скоординированных усилий мышц, сухожилий, связок и костей, в первую очередь через плечевой сустав и лопаточно-грудное сочленение (1). Плечевой сустав — это многоосевой синовиальный шарнирно-гнездовой сустав, который выполняет функцию диартроза, обеспечивая широкий диапазон движений верхней конечности (2). Стабильность плечевого сустава уравновешивается как статическими, так и динамическими механизмами (1).Показатели распространенности боли в плече в общей популяции в течение всей жизни колеблются от 6,7% до 66,7% (3). Нестабильность плеча у молодых активных пациентов является распространенной клинической проблемой, частота которой, согласно сообщениям, колеблется от 0,08 до 0,24 на 1000 человеко-лет в США и Европе, соответственно (4,5). В то время как функциональная реабилитация и хирургическое лечение направлены на улучшение суставной боли, функции и стабильности плечевого сустава, примерно у 70% пациентов не удается восстановить нормальную функцию суставов, несмотря на лечение (6).Учитывая распространенность патологии плечевого сустава и значительный реабилитационный потенциал, для практикующего специалиста по спортивной медицине необходимо всестороннее понимание структуры и функции этого сустава.

Общая анатомия

Плечевой сустав состоит из сочленения между лопаткой и плечевой костью ( Рисунок 1 ). Головка плечевой кости находится внутри суставной ямки, полости, выстланной суставной губой. Неглубокая природа суставной ямки придает плечевому суставу увеличенный диапазон движений, обеспечивая при этом небольшую стабильность.Костные структуры окружены плечевой капсулой, фиброзной сетью, прикрепленной медиально к краю суставной впадины и латерально к анатомической шейке плечевой кости (7,8). Утолщения в плечевой капсуле включают верхнюю, среднюю и нижнюю плечевые связки (IGHL), которые являются критическими статическими стабилизаторами сустава (8). Мышцы вращающей манжеты окружают плечевую капсулу и создают сбалансированные силовые пары, которые играют центральную роль в качестве динамических стабилизаторов головки плечевой кости во время диапазона движений.

Рисунок 1 Плечевые пленки. (A) Рентгенограмма Грэши нормального левого плечевого сустава; (B) типичная рентгенографическая картина с передней нестабильностью плечевого сустава, показывающая вывих головки плечевой кости кпереди и ниже суставной впадины.

Самолеты движения

Гленоплечевые движения в основном происходят в осевой, сагиттальной, коронарной и лопаточной плоскостях. Сгибание и разгибание верхней конечности происходит в сагиттальной плоскости, внутреннее и внешнее вращение — в аксиальной плоскости, а отведение и приведение — в коронарной плоскости.Плоскость лопатки определяется углом между позвоночником лопатки и коронарной плоскостью и расположена примерно под прямым углом к ​​плоскости суставной впадины (7,9). Плоскость лопатки колеблется от 30 ° до 45 ° кпереди от коронковой плоскости. Отведение в коронарной плоскости требует внешнего вращения плечевой кости, чтобы избежать удара большей бугристости плечевой кости на акромион. Этого не требуется при движении в лопаточной плоскости (9). Движение в этих плоскостях требует координации многих мышц, в основном вращающей манжеты и дельтовидных мышц, а также двуглавой мышцы плеча, широчайшей мышцы спины, большой грудной мышцы, малой круглой мышцы и лопаточно-грудной мускулатуры (9).

Дельтовидная мышца многоплодная и состоит из передних волокон, которые берут начало от ключицы; средние волокна, отходящие от латерального акромиона; и задние волокна, которые прикрепляются к ости лопатки. Подмышечный нерв иннервирует эти волокна и обеспечивает сгибание вперед, отведение и разгибание руки, соответственно, и вместе вставляется в бугристость дельтовидной мышцы на латеральном крае диафиза плечевой кости (10). Дельтовидная мышца является основным двигателем при отведении плеча и более эффективна при больших углах отведения (11,12).Благодаря вектору, создаваемому мышечными волокнами дельтовидной мышцы, оптимальная сила отведения создается при движении в плоскости лопатки (9). При соударении плеча большая степень задействования дельтовидной мышцы происходит при уменьшенных углах отведения (0–30 °), чтобы компенсировать пониженную активацию вращающей манжеты (11).


Статические стабилизаторы

Остеология

Головка плечевой кости имеет сфероидальную форму примерно у 90% людей со средним диаметром 43 мм (13).Основным кровоснабжением головки плечевой кости является задняя огибающая плечевая артерия (14). Гиалиновый суставной хрящ выстилает проксимальный конец от уровня анатомической шейки. Глубина хряща наибольшая в осевом центре головки плечевой кости и утончается по периферии (15). Суставная поверхность наклонена вверх в среднем 130 градусов со средним углом ретроверсии 30 градусов; Однако оба показателя сильно различаются (16). Угол ретроверсии головки плечевой кости определяется ориентацией суставной поверхности по отношению к трансепикондилярной оси дистального отдела плечевой кости (16).Латеральнее головки плечевой кости находится больший бугорок, который служит местом прикрепления надостной, подостной и малой круглой мышцы. Дистальнее анатомической шейки находится малый бугорок, место прикрепления подлопаточной мышцы. Между бугорками находится двуглавая борозда, критический ориентир при хирургическом восстановлении перелома и выравнивании протеза во время артропластики плеча (17,18). Одно морфометрическое исследование показало, что средняя длина бороздки составляет 8,1 см при глубине 4,0 мм (19).

Гленоид представляет собой перевернутую грушевидную вогнутую поверхность, которая сочленяется с 33% головки плечевой кости, образуя плечевой сустав, который поддерживает вращение и скольжение головки плечевой кости (20). Эта боковая проекция лопатки ретровертирована в среднем на 5 градусов от тела лопатки (диапазон, от 7 градусов до антеверсии 10 градусов) и наклонена вверх в среднем на 5 градусов по отношению к дну надостной ямки (20). Гленоидный хрящ толще по периферии и тоньше в осевом центре и может иметь оголенную область в этом месте (15).Область наибольшего контактного давления во время нормальных движений плечевого сустава располагается задне-верхним отделом суставной впадины (21). Синовиальная жидкость в суставе обеспечивает связь адгезии и сцепления или «эффект присоски».

Анатомия верхней губы и капсулы

Гленоидная губа представляет собой фиброзно-хрящевой ободок ткани треугольной формы в поперечном сечении, который увеличивает глубину суставного свода ( Рисунок 2 ). Он служит пассивным стабилизатором сустава, обеспечивая при этом фиксацию переднего бандажа IGHL и длинной головки двуглавой мышцы (22).Анатомические варианты верхней губы, особенно в передневерхнем квадранте, хорошо описаны в литературе (23). Передне-верхняя губная ткань, прикрепленная к краю гленоида вместе с плоской или широкой средней плечевой связкой (MGHL), является наиболее распространенным «нормальным» вариантом. Менее распространенные варианты включают сублабральное отверстие и комплекс Буфорда (23). Комплекс Буфорда определяется шнуровидным MGHL с прикреплением к основанию якоря двуглавой мышцы и полным отсутствием передне-верхней губы.Интраоперационная идентификация этого анатомического варианта имеет решающее значение, поскольку артроскопическое восстановление комплекса Буфорда приведет к болезненному и ограниченному внешнему вращению, когда рука находится в приведенном положении.

Рис. 2 Т1-взвешенная аксиальная МРТ с внутрисуставным контрастированием гадолиния правого плеча. Треугольная форма передне-нижнего гленоида выделена оранжевым прямоугольником, в то время как длинная головка сухожилия двуглавой мышцы видна внутри межбузубной борозды между большим и малым бугорками (оранжевый кружок).

Плечевая капсула функционирует во многих плоскостях, обеспечивая статическую стабильность плечевого сустава и поддерживая его синовиальную среду (24). Классическое учение описывает дискретные капсульные утолщения, определяемые как верхняя плечево-плечевая связка, MGHL и комплекс IGHL. Верхняя плечевая связка наименее вариабельна среди капсульных связок и становится туго натянутой при приведении руки, чтобы сдерживать нижнюю трансляцию (25). MGHL — это наиболее изменчивая капсульная связка, которая в первую очередь предназначена для предотвращения трансляции в передне-заднюю часть в средней части отведения.Чаще всего повреждается комплекс IGHL, который описывается как имеющий три различных анатомических области: верхний перевязь, передний подмышечный мешок и задний подмышечный мешок (26). Передняя полоса прикрепляется к передней губе и служит основным ограничителем для перемещения вперед / назад в отведенном / повернутом наружу положении позднего взведения. Это может служить слабым звеном, которое предрасполагает пациентов к поражениям Банкарта с травматической передней нестабильностью плеча. Экспериментальные и компьютерные исследования изолировали эти дискретные связочные структуры, но более свежие данные показывают, что эти области функционируют согласованно как непрерывный слой фиброзной ткани (27-29).


Стабилизаторы динамические

Поворотная манжета

Вращательная манжета определяется как совокупность четырех мышц: подлопаточной, надостной, подостной и малой круглой мышц. Во время отведения вращающая манжета вдавливает головку плечевой кости в гленоид, позволяя дельтовидной мышце поднимать руку (30). В нормальном плече вращающая манжета также действует для стабилизации передне-заднего перемещения головки плечевой кости посредством сжатия к гленоиду объединенными антагонистическими силами подлопаточной мышцы (передняя) и подостной / малой круглой (задняя).

Supraspinatus берет начало в надостной ямке лопатки и прикрепляется к верхней фасетке большей бугристости плечевой кости (8). Надлопаточный нерв, отходящий от верхнего ствола плечевого сплетения, иннервирует мышцу. Отпечаток надостной мышцы был описан как треугольный по форме со средней максимальной длиной медиально-латерального направления 6,9 мм и шириной спереди-сзади 12,6 мм (31). Надостная мышца отводит и, в меньшей степени, вращает наружу плечевую кость, прилагая наибольшую силу при меньших углах отведения, достигая пика между 0 ° –15 ° (12).Компьютерное моделирование отметило вклад надостной мышцы в сопротивление нижней гравитационной трансляции головки плечевой кости, создаваемой весом тела руки (32).

Подостная мышца — это мышца треугольной формы, которая берет начало от подостистой ямки лопатки и прикрепляется к средней фасетке большей бугристости. Надлопаточный нерв проходит через спиногленоидную вырезку и иннервирует подостную мышцу. Малая круглая круглая мышца берет начало на дорсальной поверхности нижнего угла лопатки и вставляется над медиальной губой межбубчатой ​​борозды плечевой кости (8).Вместе эти мышцы составляют заднюю вращающую манжету, которая сжимает плечевой сустав, вращает наружу и отводит плечевую кость, а также противодействует переднему и верхнему перемещению головки плечевой кости в плечевом суставе (12). Во время движения над головой эти мышцы обеспечивают внешнее вращение, которое устраняет большую бугристость коракоакромиальной дуги, эффективно уменьшая субакромиальный удар (12). Подостная мышца наиболее эффективна при более низких углах отведения, при этом оптимальный угол изоляции для этой мышцы достигается при отведении 0 ° (12).Создание силы подостной мышцы при отведении наиболее велико, когда рука находится во внутреннем вращении (7). Тем не менее, круглая круглая мышца мало влияет на отведение из-за его нижнего прикрепления к лопатке и плечевой кости, но оказывает постоянную внешнюю ротационную силу в широком диапазоне углов отведения (12).

Подлопаточная мышца берет начало от подлопаточной ямки, проходит ниже клювовидного отростка и становится сухожильной на уровне суставной впадины перед тем, как попасть на малый бугорок и в переднюю плечевую капсулу (, рис. 3, ).Это самая большая и сильная мышца вращающей манжеты. Верхние и нижние подлопаточные нервы от заднего канатика плечевого сплетения обеспечивают его иннервацию. Эта мышца стабилизирует плечевой сустав спереди и способствует внутреннему вращению и отведению плечевой кости (8,9). Пиковый крутящий момент внутреннего вращения создается при отведении 0 o , тогда как силы отведения являются наибольшими по мере увеличения углов отведения и внешнего вращения (12). Исследование на трупе выявило нестабильность плечевого сустава в верхней части, когда парализованы подлопаточная мышца, подостная мышца и малая круглая мышца, что подчеркивает скоординированную роль этих силовых пар (33).

Рис. 3 Статическое ультразвуковое изображение сухожилия подлопаточной мышцы (SSc), проходящего кпереди над головкой плечевой кости для вставки на малый бугорок (LT).

Двуглавая мышца плеча

Двуглавая мышца плеча двупленчатая, с короткой головкой, отходящей от кончика клювовидного отростка лопатки, и длинной головкой у супрагленоидного бугорка лопатки с переменным происхождением от суставной губы.Было показано, что происхождение длинной головы сильно варьируется (34). Описаны четыре типа происхождения в отношении 12 часов на суставной поверхности лица: полностью задний, задний доминантный (наиболее распространенный), равный и полностью передний (34). Оба мышечных живота дают начало толстому сухожилию, которое прикрепляется дистально к лучевому бугорку, и широкому апоневрозу (lacertus fibrosus), который укрепляет локтевую ямку перед тем, как присоединиться к глубокой фасции предплечья (8).

Двуглавая мышца плеча является главным супинатором предплечья, но также способствует сгибанию локтя в дополнение к второстепенной роли в стабильности плечевого сустава.Нагрузка на длинную головку двуглавой мышцы плеча ограничивает передние трансляционные и скручивающие силы головки плечевой кости, а также нагрузку на IGHL (35). Эти эффекты служат для центрирования головки плечевой кости в плечевом суставе и служат точкой опоры для подъема руки (35).

Перискапулярные мышцы

Перискапулярные мышцы служат для фиксации лопатки, позволяя ей функционировать как основание плечевого сустава. Эта группа мышц включает малую грудную мышцу, переднюю зубчатую мышцу, ромбовидную мышцу, широчайшую мышцу спины и трапецию.Активация этих мышц во время движения плечевого сустава способствует общей стабильности (36).

Малая грудная мышца берет начало на третьем-пятом ребрах рядом с реберным хрящом и прикрепляется к медиальной границе и верхней поверхности клювовидного отростка лопатки (36,37). Он действует во время вращения лопатки вниз, внутреннего вращения и наклона кпереди (11). Сокращение малой грудной мышцы уменьшает субакромиальное пространство за счет наклона кпереди и внутреннего вращения лопатки, выступая в качестве механизма соударения (37).Передняя зубчатая мышца берет начало на наружных поверхностях латеральных частей с первого по восьмое ребра и заходит на переднюю поверхность медиального края лопатки (36). Передняя зубчатая мышца обычно делится на верхнюю, среднюю и нижнюю части. Верхняя часть изучена минимально. При изучении средней и нижней передней зубчатой ​​мышцы их положение дает преимущество для вращения лопатки вверх, наклона кзади и наружной ротации (9,11). Благодаря своей способности приближать лопатку к грудной клетке во время подъема руки, средние и нижние передние зубчатые мышцы играют ключевую роль в снижении риска симптомов соударения плеча (11).Кроме того, паралич передней зубчатой ​​мышцы из-за разрыва длинного грудного нерва приводит к «крылатой лопатке», при этом медиальный край и нижний угол лопатки отделяются от задней грудной стенки (36).

Большой ромбовидный отросток берет начало от остистых отростков грудной клетки от Т2 до Т5, а малый ромбовидный отросток начинается от нижнего шейного отдела позвоночника от С7 до Т1. Вместе они вставляются на медиальной границе лопатки от уровня позвоночника до нижнего угла (8).Ромбовидные кости являются одними из основных двигателей ретракции лопатки и вращения вниз (9,11). Ромбовидные кости действуют синергетически с поднимающими лопатками, чтобы противостоять латеральным трансляционным силам, действующим со стороны передней зубчатой ​​мышцы (11). Latissimus dorsi берет начало от остистых отростков от T7 до T12, грудопоясничной фасции, гребня подвздошной кости и нижних третьего или четвертого ребра. Он вставляется над дном межбубчатой ​​борозды плечевой кости, действует как приводящий и разгибающий плечевой сустав, выступая в качестве антагониста дельтовидной мышцы (1,8,36).

Трапеция — самая большая мышца этой группы. Он берет начало в затылке, затылочной связке и остистых отростках от C7 до T12. Верхняя часть трапециевидной мышцы прикрепляется к дистальной трети ключицы и акромиона, средняя и нижняя части трапециевидной вставки поперек лопатки от акромиального отростка до его корня (11, 36). Что касается движений плечевой кости, трапециевидная мышца функционирует в основном во время отведения, с небольшим вкладом в сгибание (11).Верхняя трапеция наиболее активна во время подъема лопатки, функционируя за счет подъема и втягивания ключицы в грудино-ключичном суставе. Средняя и нижняя части расположены для стабилизации лопатки и внешней ротации (11). Паралич трапециевидной мышцы приводит к вращению вниз и латеральному перемещению лопатки (11). Паралич трапециевидной мышцы снижает устойчивость плечевого пояса и делает неэффективными другие стабилизирующие мышцы, особенно ромбовидные и поднимающие лопатки (11).


Выводы

Плечо — это сложная структура, состоящая из костной, капсульно-лигаментной и сухожильно-мышечной структур, которые поддерживают стабильность, обеспечивая при этом широкий диапазон движений для функции верхних конечностей. Анатомическая вариабельность является обычным явлением, и поэтому лечащему врачу следует рекомендовать всестороннее понимание нормальной анатомии плечевого сустава, чтобы восстановить соответствующую функцию при патологических состояниях.


Благодарности

Финансирование: Нет.


Происхождение и экспертная оценка: Эта статья была заказана приглашенными редакторами (Альбертом Лином и Джейсоном Дж. Шином) для серии «Тенденции в передней нестабильности плеча», опубликованной в Annals of Joint . Статья прошла независимую рецензию.

Конфликты интересов: Все авторы заполнили единую форму раскрытия информации ICMJE (доступна по адресу http://dx.doi.org/10.21037/aoj.2017.10.03).Серия «Тенденции в передней нестабильности плеча» была заказана редакцией без какого-либо финансирования и спонсорства. Авторы не заявляют о других конфликтах интересов.

Этическое заявление: Авторы несут ответственность за все аспекты работы, гарантируя, что вопросы, связанные с точностью или целостностью любой части работы, должным образом исследованы и решены.

Заявление об открытом доступе: Это статья в открытом доступе, распространяемая в соответствии с Creative Commons Attribution-NonCommercial-NoDerivs 4.0 Международная лицензия (CC BY-NC-ND 4.0), которая разрешает некоммерческое тиражирование и распространение статьи со строгим условием, что никакие изменения и правки не будут внесены, а оригинальная работа будет должным образом процитирована (включая ссылки на официальные публикация через соответствующий DOI и лицензию). См. Https://creativecommons.org/licenses/by-nc-nd/4.0/.


Список литературы

  1. Хоукс Д.Х., Ализадеххайят О., Фишер А.С. и др. Нормальная активация мышц плеча и координация во время выполнения задачи по поднятию плеча, основанной на повседневной активности: электромиографическое исследование.Журнал Ортоп Рес 2012; 30: 53-60. [Crossref] [PubMed]
  2. Лабриола Дж. Э., Ли Т. К., Дебски Р. Э. и др. Стабильность и нестабильность плечевого сустава: роль мышц плеча. J Хирургия плечевого сустава 2005; 14: 32S-38S. [Crossref] [PubMed]
  3. Luime JJ, Koes B, Hendriksen I, et al. Распространенность и частота болей в плече среди населения в целом; систематический обзор. Scand J Rheumatol 2004; 33: 73-81. [Crossref] [PubMed]
  4. Нордквист А, Петерссон К.Заболеваемость и причины травм плечевого пояса у городского населения. J. Хирургия плечевого и локтевого суставов 1995; 4: 107-12. [Crossref] [PubMed]
  5. Симонет В.Т., Мелтон Л., Кофилд Р. и др. Заболеваемость передним вывихом плеча в округе Олмстед, штат Миннесота. Clin Orthop Relat Res 1984; 186-91. [PubMed]
  6. Browe DP, Rainis CA, McMahon PJ, et al. Травма передне-нижней плечевой капсулы при переднем вывихе. Clin Biomech (Бристоль, Эйвон) 2013; 28: 140-5.[Crossref] [PubMed]
  7. Конрад Г.Г., Джолли Дж. Т., Лабриола Дж. Э. и др. Активность грудно-плечевых мышц изменяет биомеханику плечевого сустава во время активного отведения. Журнал Ортоп Рес 2006; 24: 748-56. [Crossref] [PubMed]
  8. Калхэм Э., Пит М. Функциональная анатомия плечевого комплекса. J Orthop Sports Phys Ther 1993; 18: 342-50. [Crossref] [PubMed]
  9. Borstad JD, Ludewig PM. Влияние длинной и короткой длины малой грудной мышцы в покое на кинематику лопатки у здоровых людей.Журнал J Orthop Sports Phys Ther 2005; 35: 227-38. [Crossref] [PubMed]
  10. Мур К.Л., Агур А.М., Далли А.Ф. редакторы. Клинически ориентированная анатомия. 4-е изд. Филадельфия: Липпинкотт Уильямс и Уильямс, 1999: 685-731.
  11. Бернштейн Дж. Редактор. Костно-мышечная медицина. Роземонт, Иллинойс: Американская академия хирургов-ортопедов, 2003: 73-7.
  12. Phadke V, Camargo PR, Ludewig PM. Активность мышц лопатки и вращающей манжеты во время подъема руки: обзор нормальной функции и изменений при ударе плеча.Преподобный Бра Фисиотер 2009; 13: 1-9. [Crossref] [PubMed]
  13. Harrold F, Wigderowitz C. Трехмерный анализ ретроверсии головки плечевой кости. J. Хирургия плечевого и локтевого суставов 2012; 21: 612-7. [Crossref] [PubMed]
  14. Hettrich CM, Boraiah S, Dyke J, et al. Количественная оценка сосудистости проксимального отдела плечевой кости. J Bone Joint Surg 2010; 92: 943-8. [Crossref] [PubMed]
  15. Zumstein V, Kraljevic M, Conzen A, et al. Распределение толщины хряща плечевого сустава: количественное исследование с использованием компьютерной топографии.Surg Radiol Anat 2014; 36: 327-31. [Crossref] [PubMed]
  16. Робертсон Д.Д., Юань Дж., Биглиани Л. и др. Трехмерный анализ проксимального отдела плечевой кости: актуальность для артропластики. J Bone Joint Surg 2000; 82-A: 1594-602. [Crossref] [PubMed]
  17. Angibaud L, Zuckerman J, Flurin P, et al. Реконструкция проксимальных переломов плечевой кости с использованием двуглавой борозды в качестве ориентира. Clin Orthop Relat Res 2007; 168-74. [PubMed]
  18. Итамура Дж., Дитрик Т., Роидис С. и др.Анализ двуглавой борозды как ориентир при замене головки плечевой кости. J. Хирургия плечевого и локтевого суставов 2002; 11: 322-6. [Crossref] [PubMed]
  19. Wafae N, Atencio L, Vitor L и др. Морфометрия двуглавой борозды человека (sulcus intertubercularis). J. Хирургия плечевого и локтевого суставов 2010; 19: 65-8. [Crossref] [PubMed]
  20. Квон Ю.В., Пауэлл К., Юм Дж. И др. Использование трехмерной компьютерной топографии для анализа анатомии гленоида. J. Хирургия плечевого и локтевого суставов 2005; 14: 85-90.[Crossref] [PubMed]
  21. Ямамото А., Массимини Д., ДиСтефано Дж. И др. Контактное давление плечевой кости с моделированием дефектов передней губы и кости в трупных плечах до и после восстановления мягких тканей. Am J Sports Med 2014; 42: 1947-54. [Crossref] [PubMed]
  22. Данхэм К.С., Бенкардино Дж., Рокито А. Анатомические варианты и подводные камни верхней губы, суставного хряща и плечевой связки. Magn Reson Imaging Clin N Am 2012; 20: 213-28. [Crossref] [PubMed]
  23. Рао А., Ким Т., Хронопулос Э. и др.Анатомические варианты в передневерхней части суставной губы: статистический анализ семидесяти трех случаев. J Bone Joint Surg 2003; 85-A: 653-9. [Crossref] [PubMed]
  24. Буркарт А.С., Дебски Р. Анатомия и функция плечевых связок при передней нестабильности плеча. Clin Orthop Relat Res 2002; 32-9. [Crossref] [PubMed]
  25. Уорнер Дж. Дж., Дэн Х, Уоррен Р. и др. Статические капсуло-лигаментные ограничения для перемещения плечевого сустава вверх-вниз.Am J Sports Med 1992; 20: 675-85. [Crossref] [PubMed]
  26. Ticker JB, Flatow E, Pawluk R и др. Нижняя плечево-плечевая связка: коррелятивное исследование. J. Хирургия плечевого и локтевого суставов 2006; 15: 665-74. [Crossref] [PubMed]
  27. Moore SM, Stehle J, Rainis E, et al. Современное анатомическое описание нижней плечевой связки не коррелирует с ее функциональной ролью в позициях внешней ротации. Журнал Ортоп Рес 2008; 26: 1598-604. [Crossref] [PubMed]
  28. Райнис Э. Дж., Маас С., Хеннингер Х. и др.Свойства материала подмышечной сумки плечевой капсулы: Соответствует ли симметрия изотропного материала? J Biomech Eng 2009; 131: 031007 [Crossref] [PubMed]
  29. Мур С.М., Эллис Б., Вайс Дж. И др. Плечевую капсулу следует оценивать как лист фиброзной ткани: проверенная модель конечных элементов. Энн Биомед Энг 2010; 38: 66-76. [Crossref] [PubMed]
  30. Гарриман Д.Т., Сидлс Дж., Кларк Дж. И др. Перевод головки плечевой кости на суставной при пассивном плечевом движении.J Bone Joint Surg 1990; 72: 1334-43. [Crossref] [PubMed]
  31. Мотидзуки Т., Сугая Х., Уомидзу М. и др. Плечевая вставка надостной и подостной мышц: новые анатомические данные, касающиеся отпечатка вращающей манжеты. J Bone Joint Surg 2008; 90: 962-9. [Crossref] [PubMed]
  32. Ackland DC, Pandy M. Направления действия и потенциал стабилизации мускулатуры плеча. Журнал Анат 2009; 215: 184-97. [Crossref] [PubMed]
  33. Thompson WO, Debski R, Boardman N, et al.Биомеханический анализ дефицита вращательной манжеты на трупной модели. Am J Sports Med 1996; 24: 286-92. [Crossref] [PubMed]
  34. Tuoheti Y, Itoi E, Minagawa H, et al. Типы прикрепления длинной головки двуглавой мышцы к суставной губе и их взаимоотношения с плечевыми связками. Артроскопия 2005; 21: 1242-9. [Crossref] [PubMed]
  35. Bain GI, Itoi E, Di Giacomo G, et al. редакторы. Нормальная и патологическая анатомия плеча.Springer-Verlag Berline Heidelberg, 2015: 275-8.
  36. Escamilla RF, Yamashiro K, Paulos L, et al. Активность и функция плечевых мышц в обычных упражнениях по реабилитации плечевого сустава. Sports Med 2009; 39: 663-85. [Crossref] [PubMed]
  37. Pagnani MJ, Deng XH, Warren RF и др. Роль длинной головки двуглавой мышцы плеча в суставно-плечевой устойчивости: биомеханическое исследование на кадавере. J. Хирургия плечевого и локтевого суставов 1996; 5: 255-62. [Crossref] [PubMed]

DOI: 10.21037 / aoj.2017.10.03
Цитируйте эту статью как: Gasbarro G, Bondow B, Debski R. Клиническая анатомия и стабилизаторы плечевого сустава. Энн Джойнт 2017; 2:58.

.