IX Международная студенческая научная конференция Студенческий научный форум - 2017

Нагрузки, передающиеся на голень, вызывают продольное сжа­тие большеберцовой кости. При этом может возникать деформа­ция продольного изгиба. Так, если вес тела обозначить через Р, то в позе стоя с наклоном назад продольная нагрузка на голень составляет 2,53 Р, а в некоторых положениях может достигать 3,54 Р. При ходьбе продольная нагрузка возрастает до 4 Р, а мо­мент, вызывающий изгиб большеберцовой кости, составляет до 80,5 Н • м. При подъеме на лестницу этот момент достигает 28 ± 5 Н * м, при спуске по лестнице — 45 ± б Н • м, при прыжках на месте — 86 ± 5 Н • м. Нагрузка может изменяться из-за вибра­ций, возникающих при движениях (рис. 6.37, а, б). Тяга всех мышц голени не превышает 7 кН, и в обычных физиологических условиях функционирования продольная нагрузка на голень не превышает 4 Р.

На рис.1 приведены схемы, на которых показаны силы, воз­никающие при стоянии (а) и полуприседе(б) и действующие в со­единениях костей.

Рис. 1. Изгибные деформации большеберцовой кос­ти при различных видах нагрузки

Поскольку кости (звенья) соединены между собой, то силы в соединениях костей взаимно уравновешены. Та­кой графический анализ представляет интерес с точки зрения выбо­ра расчетных сил для определения внутренних усилий в больше­берцовой кости при расчетах по стержневой схеме. Предельнаянагрузка на большеберцовую кость зависит от возраста, пола, свойств кости человека. Для женщин предельная нагрузка Р* составляет 7,50 - 10,60 кН, а для мужчин — 10,00-16,75 кН. Предельный мо­мент, вызывающий изгиб, изменяется от 146 до 365 Н • м.

Будем считать, что удар приходится на дистальный конец боль­шеберцовой кости. Волна сжатия после удара распространяется по кости. Допустим, что масса, соударяющаяся с костью, бесконечно ве­лика, а ее скорость v=v₀. В начальный мо­мент времени t= 0 пере­мещения, а также скоро­сти и ускорения всех точек кости равны нулю, за исключением скоро­сти дистального конца v_z=v_0|t=0. Расчеты пере­мещений точек больше­берцовой кости выпол­ним для v₀ = 5 м/с, что приблизительно соот­ветствует падению с вы­соты 1,25 м с последую­щим мгновенным опро­кидыванием туловища. При исследовании ис­пользуем метод конеч­ных элементов. Тогда динамика перемещений точек большеберцовой кости во фронтальной плоскости будет отве­чать графикам, изобра­женным на рис. 3. Из них следует, что че­рез 1,5-2 мс наибольшее перемещение возникает в нижней трети кости. Клинический опыт под­тверждает результат рас­чета, поскольку большинство переломов происходит именно в этой области кости.

Рис. 2. Схемы нагружения костей нижней конечности в гравитационном поле в зависимости от положения человека (Q_f — тяга системы тазоберцовых мышц; Q_f— тяга четырехглавой мышцы бедра; Q_t— тяга трехглавой мышцы голени; Р_a — тяга собственной связки надколенника; R_g— равнодействующая на тазобедренный сустав; R_g— равнодействующая на коленный сустав; Rp — равнодействующая давления надколенником на бедренную кость; R_t— равно­действующая на голеностопный сустав; Р — вес тела; М_t — изгибающий момент)

При планировании реабилитации больного следует иметь в виду, что после операций прочность кости уменьшается. Так, прочность при сжатии падает на 50 % (с 350 до 65 МПа).

При ампутации предплечья прочность плечевой кости на рас­тяжение уменьшилась по сравнению с неоперированным пред­плечьем на 0,43 МПа через 2 месяца, на 4,1 МПа через 6 месяцев и на 8,7 МПа через 12 месяцев, что указывает на адаптацию орга­низма к изменяющимся условиям. Это необходимо иметь в виду при протезировании органов.

Рис. 3. Динамические перемещения в лате­ральном (LAT)и медиальном (MED)направле­нии во фронтальной плоскости большеберцовой кости при продольном ударе по дистальному концу: а — начальная стадия (t≤0,8-1,0 мс); б — вторая (1,0≤t≤1,2—1,5 мс) и третья (1,5≤ 1,9-2,0 мс) стадии;

1—t = 0,2мс; 2 — 0,5; 3 — 0,8; 4 — 1,0; 5 — 1,2; 6- 1,5; 7 — 1,9