Інформація призначена тільки для фахівців сфери охорони здоров'я, осіб,
які мають вищу або середню спеціальну медичну освіту.

Підтвердіть, що Ви є фахівцем у сфері охорони здоров'я.

"Тrauma" Том 18, №2, 2017

Back to issue

Biomechanical definition of the load on the elbow joint in radial head fractures

Authors: Лазарев І.А., Курінний І.М., Страфун О.С., Скибан М.В.
ДУ «Інститут травматології та ортопедії НАМН України», м. Київ, Україна

Categories: Traumatology and orthopedics

Sections: Clinical researches

print version


Summary

Актуальність. Переломи головки променевої кістки є частим ушкодженням ділянки ліктьового суглоба (ЛС) і становлять 56 % від переломів проксимального відділу передпліччя [4]. Досить часто хірург приймає рішення про видалення фрагментів зламаної головки. На практиці виявлено залежність стабільності ЛС від ступеня резекції головки променевої кістки. Мета роботи. Вивчити поведінку елементів ЛС і факторів забезпечення стабільності в ньому в умовах дефекту головки променевої кістки 5–10–15 мм у діапазоні рухів 5–90° з навантаженням 5 кг. Матеріали та методи. Розрахунки напружено-деформованого стану елементів ЛС методом скінченних елементів на базі комп’ютерної 3D-моделі Zygote Media Group, Inc. інтактного ЛС і суглоба з дефектом головки променевої кістки 5–10–15 мм у положеннях 5° та 90° згинання. Критеріями оцінки напружено-деформованого стану були напруження за Мізисом, контактні напруження, максимальні деформації та переміщення. Результати. У положенні згинання у ЛС 5° зростання розміру дефекту головки променевої кістки викликає зростання максимальних напружень на ліктьовій кістці на 36,5 % (σmax = 8,0 МРа) в субхондральних ділянках суглобової поверхні та в місці кріплення lig. collaterale ulnare (σmax = 8,86 MPa), максимальних деформацій — на 53 % (εmax = 0,31 мм) на lig. collaterale radiale, загальних переміщень моделі ЛС — на 37 % (Δ = 33,36) за рахунок дистального відділу променевої кістки, загальних переміщень головки променевої кістки — у 4 рази (Δ = 5,13 мм). У положенні згинання у ЛС 90° зростання розміру дефекту головки променевої кістки викликає зростання максимальних напружень на lig. collaterale radiale у 4 рази (σmax = 57,14 МРа), субхондрально на суглобовій поверхні ліктьової кістки — у 2 рази (σmax = 6,67 МРа) та в місці кріплення lig. collaterale ulnare (σmax = 16,02 MPa), субхондрально на суглобовій поверхні плечової кістки в ділянці контакту з ліктьовою кісткою — у 1,5 раза (σmax = 7,08 МРа), зменшення максимальних напружень на суглобовому хрящі плечової кістки у 3,6 раза, зростання максимальних деформацій у 2 рази (εmax = 0,71 мм) на lig. collaterale ulnare posterior, загальних переміщень проксимального відділу передпліччя — у 14 разів (Δ = 58,52 мм), загальних переміщень головки променевої кістки — у 215 разів (Δ = 21,53 мм). Висновки. За даними дослідження, видалення головки променевої кістки значно порушує нормальну біомеханіку рухів у ЛС, призводить до перерозподілу навантажень та нестабільності в суглобі. Основною структурою, що стабілізує суглоб, є lig. collaterale radiale, що утримує суглоб у стабільному стані в усіх положеннях згинання. Зі збільшенням кута згинання в суглобі збільшуються показники деформацій моделі за її рахунок. Значне збільшення показників напружень у ділянках кріплення lig. collaterale radiale за наявності дефекту головки променевої кістки свідчить про її важливу роль як стабілізатора при вальгусному навантаженні. Інтактний ЛС у положенні згинання 90° знаходиться в більш стабільних умовах, ніж у положенні згинання 5°. Збільшення величини дефекту головки променевої кістки викликає значне порушення стабільності ЛС у положенні згинання 90°. Доцільно уникати видалення фрагментів при переломах головки променевої кістки та проводити роботу з відновлення стабільності суглоба.

Актуальность. Переломы головки лучевой кости являются частым повреждением области локтевого сустава (ЛС) и составляют 56 % от переломов проксимального отдела предплечья [4]. Достаточно часто хирург принимает решение об удалении фрагментов сломанной головки. На практике выявлена зависимость стабильности ЛС от степени резекции головки лучевой кости. Цель работы. Изучить поведение элементов ЛС и факторов обеспечения стабильности в нем в условиях дефекта головки лучевой кости 5–10–15 мм в диапазоне движений 5–90° с нагрузкой 5 кг. Материалы и методы. Расчеты напряженно-деформированного состояния элементов ЛС методом конечных элементов на базе компьютерной 3D-модели Zygote Media Group, Inc. интактного ЛС и сустава с дефектом головки лучевой кости 5–10–15 мм в положениях 5° и 90° сгибания. Критериями оценки напряженно-деформированного состояния были напряжение по Мизису, контактные напряжения, максимальные деформации и перемещения. Результаты. В положении сгибания в ЛС 5° увеличение размера дефекта головки лучевой кости вызывает увеличение максимальных напряжений на локтевой кости на 36,5 % (σmax = 8,0 МПа) в субхондральных участках суставной поверхности и в месте крепления lig. collaterale ulnare (σmax =
= 8,86 MPa), максимальных деформаций на 53 % (εmax = 0.31 мм) на lig. collaterale radiale, общих перемещений модели ЛС на 37 % (Δ = 33,36) за счет дистального отдела лучевой кости, общих перемещений головки лучевой кости в 4 раза (Δ = 5,13 мм). В положении сгибания в ЛС 90° увеличение размера дефекта головки лучевой кости вызывает увеличение максимальных напряжений на lig. collaterale radiale в 4 раза (σmax = 57,15 МРа), субхондрально на суставной поверхности локтевой кости в 2 раза (σmax = 6,67 МРа) и в месте крепления lig. collaterale ulnare (σmax = 16,02 MPa), субхондрально на суставной поверхности плечевой кости в зоне контакта с локтевой костью в 1,5 раза (σmax = 7,08 МРа), уменьшение максимальных напряжений на суставном хряще плечевой кости в 3,6 раза, увеличение максимальных деформаций на lig. collaterale ulnare posterior в 2 раза (εmax = 0,71 мм), общих перемещений проксимального отдела предплечья в 14 раз (Δ = 58,52 мм), общих перемещений головки лучевой кости в 215 раз (Δ = 21,53 мм). Выводы. По данным исследования, удаление головки лучевой кости значительно нарушает нормальную биомеханику движений в ЛС, приводит к перераспределению нагрузок и нестабильности в суставе. Основной стабилизирующей сустав структурой является lig. collaterale radiale, которая удерживает сустав в стабильном состоянии во всех положениях сгибания. С увеличением угла сгибания в суставе увеличиваются показатели деформаций модели за ее счет. Значительное увеличение показателей напряжений в участках крепления lig. collaterale radiale при наличии дефекта головки лучевой кости свидетельствует о ее важной роли в качестве стабилизатора при вальгусной нагрузке. Интактный ЛС в положении сгибания 90° находится в более стабильных условиях, чем в положении сгибания 5°. Увеличение величины дефекта головки лучевой кости вызывает значительное нарушение стабильности ЛС в положении сгибания 90°. Целесообразно избегать удаления фрагментов при переломах головки лучевой кости и проводить работу по восстановлению стабильности сустава.

Background. Radial head fractures are the most common fractures of the elbow joint and account for 56 % of fractures of the proximal forearm [4]. Quite often, the surgeon decides to remove fragments of the fractured radial head. In practice, the dependence of the elbow stability on the degree of the radial head resection is revealed. The purpose of our study was to study the state of the elbow joint elements and the factors ensuring its stability under the conditions of the radial head defect of 5–10–15 mm at the range of movements of 5–90° with a load of 5 kg. Materials and methods. Calculations of the stress-strain state of the elbow joint elements by the finite element method on the basis of the computer 3D model Zygote Media Group, Inc. An intact elbow model and elbow with a radial head defect of 5–10–15 mm in positions of 5° and 90° flexion were used for calculations. Criteria for assessing the stress-strain state were von Mises stress, contact stress, strain and total deformation. Results. At the 5° elbow flexion, an increase in the size of the radial head defect causes: the stress in the ulna increased by 36.5 % (σmax = 8.0 MPa) at the subchondral areas of the articular surface and at the attachment site of the lig. collaterale ulnare (σmax = 8.86 MPa), strain increased by 53 % (εmax = 0.31 mm) at the lig. collaterale radiale, the total deformation of the elbow model increased by 37 % (Δ = 33.36) due to the distal radius, the total deformation of the radial head increased 4 times (Δ = 5.13 mm). At the 90° elbow flexion, an increase in the size of the radial head defect causes: the stress in the lig. collaterale radiale increased 4 times (σmax = 57.15 MPa), subchondrally at the articular surface of the ulna (σmax = 6.67 MPa) and at the attachment site of the lig. collaterale ulnare (σmax = 16.02 MPa) increased 2 times, the stress at the subchondral areas of the humerus articular surface increased 1.5 times (σmax = 7.08 MPa), reduction of the maximum stress at the articular cartilage of the humerus articular surface by 3.6 times, the strain at the lig. collaterale ulnare posterior increased 2 times (εmax = 0.71 mm), the total deformation of the proximal forearm increased 14 times (Δ = 58.52mm), the total deformation of the radial head increased 215 times (Δ = 21.53 mm). Conclusions. According to the study, the removal of the radial head significantly affects the normal biomechanics of movements in the elbow, leads to a redistribution of loads and instability in the joint. The basic stabilizing structure of elbow is lig. collaterale radiale, which keeps the joint at the stable state in all flexion positions. Increase of flexion angle results in increasing the deformation parameters of the model because of lig. collaterale radiale strain. Significant increase of stress at lig. collaterale radiale in the presence of radial head defect indicates its important role as a stabilizer in the valgus load. The intact elbow at the 90° flexion position is more stable than at the 5° flexion position. Increase in the radial head defect size causes a significant decrease of the elbow stability at the 90° flexion position. It is advisable to avoid the removal of the radial head fractures fragments and to initiate restoring the stability of the joint.


Keywords

ліктьовий суглоб; перелом головки променевої кістки; скінченно-елементне моделювання; напружено-деформований стан

локтевой сустав; перелом головки лучевой кости; конечно-элементное моделирование; напряженно-деформированное состояние

elbow joint; radial head fracture; finite element mode-ling; stress-strain state

Вступ

Ліктьовий суглоб (ЛС) є одним із найважливіших елементів функціонування верхньої кінцівки. Основна функція ЛС полягає у розташуванні кисті у просторі, бути опорою для передпліччя, а також у забезпеченні захватів і тонких рухів кисті в різних положеннях верхньої кінцівки. Втрата функції ЛС викликає значні функціональні порушення верхньої кінцівки, суттєво погіршує можливості людини у самообслуговуванні та повсякденній діяльності, критично погіршує виконання різноманітних професійних завдань. Розуміння анатомо-функціональних спрямованостей та взаємодій різних елементів ЛС дозволяє уточнити важливі аспекти хірургічного лікування та реабілітації пацієнтів з ушкодженнями ліктя. 
ЛС є складним, збалансованим і стабільним з’єднанням. Пасивна стабілізація є результатом як високої конгруентності суглобових поверхонь між плечовою, ліктьовою та променевою кістками, так і утримуючою дією зв’язкового апарату [6]. Активна стабілізація забезпечується збалансованим напруженням м’язів. Дію кісткових стабілізаторів ретельно вивчають. Так, показана залежність зменшення стабільності суглоба зі збільшенням видаленої частини ліктьового відростка [1]. Виявлено цікаві дані про залежність стабільності ЛС залежно від ступеня резекції вінцевого відростка та вплив на стабілізацію суглоба у цих умовах резекції головки променевої кістки [8, 9].
Доведено, що при розгинанні ЛС передні відділи капсули натягуються та стабілізують суглоб, те саме відбувається із задніми порціями капсули при згинанні [5]. Також доведено, що в умовах порушення стабілізуючої функції медіальної колатеральної зв’язки в положенні згинання лікоть більш стабільніший при супінації, у той час як при латеральній нестабільності лікоть є більш стабільним у положенні пронації [2].
Переломи головки променевої кістки є найбільш частим ушкодженням ділянки ЛС і, за даними [4], становлять 56 % від переломів проксимального відділу передпліччя. Досить часто хірург приймає рішення про видалення фрагментів зламаної головки [3]. Тому важливим є вивчення змін біомеханіки рухів при дефектах головки променевої кістки.
Зважаючи на достатньо складну функціональну анатомію ЛС, а також на значну варіабельність анатомо-функціональних порушень при численних комбінаціях ушкоджень ліктя, кожне дослідження у цьому напрямку заслуговує на увагу. Особливо актуальним є продовження вивчення дії та взаємозв’язку пасивних стабілізаторів ЛС. 
Мета роботи — вивчити поведінку елементів ЛС і факторів забезпечення стабільності у ньому в умовах дефекту головки променевої кістки 5–10–15 мм у діапазоні рухів 5–90° із навантаженням 5 кг.

Матеріали та методи

Для проведення розрахунків напружено-деформованого стану (НДС) елементів ЛС використовували комп’ютерну 3D-модель компанії Zygote Media Group, Inc. (Велика Британія) (http://www.3dscience.com), що складається з плечової, ліктьової, променевої кісток, lig. collaterale ulnare та lig. collaterale radiale. Побудовано необхідні геометричні моделі інтактного ЛС та суглоба з дефектом головки променевої кістки 5–10–15 мм у положеннях 5° та 90° згинання (рис. 1). 
Застосовували метод скінченних елементів, що набув поширення як чисельний метод рішення крайових задач механіки суцільних середовищ, орієнтований на використання електронних обчислювальних машин. Метод скінченних елементів дозволяє досліджувати еволюцію процесу деформування структур ЛС із великими геометричними та фізично не лінійними властивостями матеріалів і змінними в часі зовнішніми впливами. Розрахунки здійснено з урахуванням ваги сегментів кінцівки у відсотках відносно загальної маси тіла: кисть — 0,61 %, передпліччя — 1,15 % [10], в умовах додаткового навантаження на ЛС за рахунок сили скорочення м’язів (біцепс-трицепс), необхідної для утримання в руці вантажу 5 кг (рис. 2, 3). Для розрахунків даної задачі взято середньостатистичну масу тіла людини 75 кг, з якої отримано сумарну вагу сегмента — 1,76 %, що становить близько 1,323 кг (13,23 Н). Значення НДС визначали для кутів згинання у суглобі 5° та 90°.
Значення сили В з її складовими по осях Х та Y розраховували за формулою:
Тоді Bx = B • cos(180 – α), By = B • sin(180 – α).
 Механічні властивості матеріалів, які застосовували для розрахунків [7], наведені у табл. 1.
На наступному етапі побудовано скінченно-елементну сітку. Для підвищення точності розрахунків у ділянці контактних поверхонь у напівавтоматичному режимі згенеровано щільну сітку із середнім розміром елемента не більше 0,5 мм та переважанням тет-
раедричних елементів (2 130 546 точок та 1 661 360 елементів) (рис. 4).
Підготовлені вхідні дані експортовано у програмне середовище Workbench програмного комплексу ANSYS. Для подальшого аналізу НДС обрано основні критерії оцінки: напруження за Мізисом, контактні напруження, максимальні деформації та переміщення (Total Deformation). 
При розрахунках розглянутої біомеханічної системи методом скінченних елементів були прийняті основні гіпотези та припущення:
— всі матеріали вважали однорідними й ізотропними з відомими фізико-механічними характеристиками (табл. 1);
— завдання статичного аналізу вирішувалося в фізично і геометрично лінійній постановці, при цьому розглядали малі деформації і переміщення, в силу чого підтверджувався закон Гука для опису поведінки матеріалу.

Результати та обговорення

Показники НДС інтактної моделі ЛС у положенні його згинання 5° наведені на рис. 5.
Як можна спостерігати на інтактній моделі ЛС у положенні згинання 5°, максимальні напруження не перевищують показників 7,6 МРа, що нами прийнято за референтні значення. На різних ділянках моделі максимальні напруження розподілені так: на ліктьовій кістці вони локалізовані в ділянці кріплення lig. annulare radii — σmax = 6,49 MPa, при цьому вони розподілені по площі контакту рівномірно та не перевищують 4,31 МРа, а на хрящі 5,2 МРа. На головці променевої кістки максимальні напруження локалізовані в ділянці кріплення lig. collaterale radiale — σmax = 7,17 MPa, при цьому в субхондральному шарі на суглобовій поверхні не перевищують 3,1 МРа, а на хрящі розподіляються по зоні контакту рівномірно зі збільшенням показників біля країв до значень 5,22 МРа. 
На плечовій кістці максимальні напруження зосереджені у субхондральному шарі на суглобовій поверхні Capitulum humeri в ділянці контакту із суглобовою поверхнею головки променевої кістки, де у субхондральному шарі вони сягають σmax = 6,65 MPa. На інших ділянках плечової кістки напруження не перевищують значень 3,7 МРа. На суглобовому хрящі максимальні напруження з показниками σmax = 7,59 MPa також локалізовані в ділянці контакту із суглобовою поверхнею головки променевої кістки. 
На всіх зв’язках ЛС максимальні значення напружень локалізуються у ділянках кріплення до кістки. На lig. collaterale radiale максимальні показники напружень сягають значень σmax = 7,36 MPa. 
Максимальні значення деформацій з показниками εmax = 0,19 мм спостерігаються на lig. collaterale radiale — найбільш еластичній структурі даної ділянки, на якій також спостерігаються і максимальні значення напружень.
Загальні переміщення моделі становлять 24,37 мм, які відбуваються за рахунок девіації дистального відділу передпліччя (променевої кістки). Загальні переміщення головки дорівнювали 1,29 мм. 
Дефект головки променевої кістки у діапазоні 5–15 мм моделі ЛС у положенні згинання 5° викликає зміни її НДС. Динаміка цих змін на кожному елементі моделі ЛС наведена у табл. 2. При цьому основні зміни відбуваються на lig. collaterale radiale та lig. collaterale ulnare, на яких показники напружень зростають в 4 рази. В ділянках кріплення зв’язок до променевої кістки напруження зростають в 2 рази. Таке ж зростання показників напружень (в 2 рази) спостерігається й у ділянках кріплення зв’язок до плечової кістки (рис. 6).
Як подано на рис. 6, при зростанні розміру дефекту головки променевої кістки максимальні напруження на ліктьовій кістки зростають на 36,5 % і зосереджуються субхондрально на її суглобовій поверхні із значеннями σmax = 8,0 МРа та в місці кріплення lig. collaterale ulnare — σmax = 8,86 MPa.
Показники напружень на суглобовому хрящі ліктьової кістки не перевищують σmax = 6,60MPa. На суглобовому хрящі плечової кістки показники максимальних напружень не перевищують σmax = 5,68 MPa.
Максимальні деформації у моделі ЛС виникають на lig. collaterale radiale з показниками εmax = 0,31 мм, що на 53 % більше, ніж для інтактного ЛС.
Зі збільшенням дефекту головки променевої кістки до 15 мм зростають і загальні переміщення моделі ЛС (на 37 %) з показником Δ = 33,36. Це відбувається за рахунок дистального відділу передпліччя (променевої кістки). Загальні переміщення головки променевої кістки збільшуються у 4 рази та сягають значень Δ = 5,13 мм. 
Динаміка змін НДС на кожному елементі моделі ЛС залежно від розміру дефекту головки променевої кістки подана у табл. 2 та на рис. 7.
Показники НДС інтактної моделі ЛС у положенні його згинання 90° наведені на рис. 8.
Як можна спостерігати на інтактній моделі ЛС, у положенні згинання 90° максимальні напруження не перевищують показників 11,69 МРа, що нами прийнято за референтні значення для даного кута згинання у ЛС. На різних ділянках моделі максимальні напруження розподілені так: на ліктьовій кістці вони зосереджені на суглобовій поверхні в ділянці Processus coronoideus — σmax = 3,36 MPa, на хрящі суглобової поверхні локалізовані по краю суглобової поверхні в ділянці Olecranon і не перевищують 4,45 МРа, на головці променевої кістки локалізовані в ділянці кріплення lig. collaterale radiale — σmax = 6,16 MPa, при цьому на суглобовій поверхні не перевищують 2,99 МРа, а на хрящі розподіляються по зоні контакту рівномірно зі збільшенням показників біля країв контакту до значень 5,80 МРа. 
На плечовій кістці максимальні напруження –зосередженні на суглобовій поверхні в ділянці контакту Capitulum humeri із суглобовою поверхнею головки променевої кістки — σmax = 4,79 MPa. На інших ділянках плечової кістки напруження не перевищують значень 3,64 МРа. На суглобовому хрящі максимальні напруження з показниками σmax = 6,13 MPa локалізовані в ділянці контакту Capitulum humeri із суглобовою поверхнею головки променевої кістки та з показниками 4,02 МРа — в ділянці контакту блоку плечової кістки з Incisura semilunaris ліктьової кістки. 
На всіх зв’язках ЛС максимальні значення напружень локалізуються у ділянках їх кріплення до кістки. На lig. collaterale radiale максимальні показники напружень сягають значень σmax = 11,69 MPa. 
Максимальні значення деформацій із показниками εmax = 0,31 мм спостерігаються на lig. collaterale radiale — найбільш еластичній структурі даної ділянки, на якій також спостерігаються і максимальні значення напружень.
Загальні переміщення моделі становлять 4,15 мм, які відбуваються за рахунок девіації дистального відділу передпліччя (променевої кістки). Загальні переміщення головки дорівнювали 1,29 мм. 
Дефект головки променевої кістки у діапазоні 5–15 мм викликає зміни НДС моделі ЛС у положенні згинання 90° (рис. 9). Динаміка цих змін на кожному елементі моделі ЛС наведена у табл.  3. При цьому основні зміни відбуваються на lig. collaterale radiale та в ділянці її кріплення на променевій кістці, де показники напружень зростають в 4–5 разів. Спостерігається зростання в 2 рази напружень на суглобовій поверхні ліктьової кістки та в 1,5 раза на суглобовій поверхні плечової кістки порівняно з інтактним суглобом (рис. 9).
Як подано на рис. 9, при зростанні розміру дефекту головки променевої кістки максимальні напруження на ліктьовій кістці зростають майже у 2 рази та зосереджуються на її суглобовій поверхні із значеннями σmax = 6,67 МРа та в місці кріплення lig. collaterale ulnare — σmax= 16,02 MPa. Зростають у 1,5 раза напруження і на суглобовій поверхні плечової кістки, в ділянці контакту з ліктьовою кісткою, до значень σmax = 7,08 МРа. Тобто ця ділянка ЛС у даних умовах є основною зоною контакту. При цьому значного збільшення (9 %) показників напружень на суглобовому хрящі ліктьової кістки не спостерігається, а на суглобовому хрящі плечової кістки вони, навпаки, зменшились у 3,6 раза. 
Незначне збільшення значень напружень виникає на lig. collaterale ulnare posterior (σmax = 1,0 МРа) та lig. collaterale ulnare anterior intermediate (σmax = 1,21 МРа) — на 11 % та 4 % відповідно. При цьому основні напруження припали на lig. collaterale radiale, сягаючи значень σmax = 57,14 МРа. 
Максимальні деформації в моделі ЛС виникають на lig. collaterale ulnare posterior з показниками εmax = 0,71 мм, що більш ніж у 2 рази перевищує показник для інтактного ЛС у положенні згинання 90°.
Зі збільшенням дефекту головки променевої кістки до 15 мм загальні переміщення моделі ЛС зростають у 14 разів із показником Δ = 58,52 мм. Це відбувається за рахунок проксимального відділу передпліччя — зони дефекту променевої кістки. Загальні переміщення головки променевої кістки при цьому збільшуються у 215 разів та сягають значень Δ = 21,53 мм. Динаміка змін НДС на кожному елементі моделі ЛС залежно від розміру дефекту головки променевої кістки наведена у табл. 3 та на рис. 10.
Порівнюючи отримані показники НДС інтактного ЛС у положеннях 5° та 90° згинання, можна спостерігати зростання значень напружень на хрящі суглобової поверхні плечової кістки (майже у 2 рази) та на lig. collaterale radiale (на 58,8 %), а також значень деформацій моделі (на 63 %) при збільшенні кута згинання у ЛС до 90°. На інших елементах моделі відзначено зниження значень НДС за рахунок їх перерозподілу.
Як показали наші дослідження, біомеханіка розподілу навантажень суттєво відрізняється від норми при видаленій головці променевої кістки. Важливість головки променевої кістки в пасивній стабілізації підтверджують дослідження Morrey, які довели, що 31–33 % вальгусної стабілізації ЛС забезпечується саме за рахунок цієї структури, тоді як роль медіальної колатеральної зв’язки зростає від 31 % при повному розгинанні до 54 % при згинання до 90°. Отже, за результатами наших досліджень та досліджень, що наведені вище, головка променевої кістки є основою пасивної стабілізації ліктя, особливо при вальгусному відхиленні передпліччя. 
Отже, як показали наші дослідження, видалення головки променевої кістки значно порушує нормальну біомеханіку рухів у ЛС, призводить до перерозподілу навантажень і нестабільності в суглобі. Зважаючи на це, доцільно уникати видалення фрагментів при переломах головки променевої кістки та проводити роботу з відновлення стабільності суглоба.

Висновки

1. За показниками НДС інтактний ЛС у положенні згинання 90° перебуває у більш стабільних умовах, ніж у положенні згинання 5°. Збільшення величини дефекту головки променевої кістки викликає значне порушення стабільності ЛС у положенні згинання 90°. 
2. Основною стабілізуючою суглоб структурою є lig. collaterale radiale, що утримує суглоб у стабільному стані в усіх положеннях згинання. Зі збільшенням кута згинання в суглобі збільшуються показники деформацій моделі за її рахунок. 
3. Значне збільшення показників напружень у ділянках кріплення lig. collaterale radiale, за наявності дефекту головки променевої кістки, свідчить про зростання її ролі як стабілізатора при вальгусному навантаженні.
4. У положенні згинання ЛС 90° спостерігається незначне зниження показників напружень, окрім хряща головки променевої кістки та хряща плечової кістки, де ці показники збільшуються. На зв’язках ЛС спостерігається зниження показників напружень на lig. collaterale ulnare posterior та lig. collaterale ulnare anterior intermediate, а на lig. collaterale radiale напруження, навпаки, збільшуються.
 
Конфлікт інтересів. Автори заявляють про відсутність конфлікту інтересів при підготовці даної статті.

Bibliography

1. An K.N., Morrey B.F., Chao E.Y. The effect of partial removal of proximal ulna on elbow constraint // Clin. Orthop. — 1986. — Vol. 209. — P. 270-279.
2. Armstrong A.D., Dunning C.E., Faber K.J., et al. Rehabilitation of the medial collateral ligament-deficient elbow: an in vitro biomechanical study // J. Hand Surg. [Am]. — 2000. — Vol. 25, № 6. — P. 1051-1057.
3. Beingessner D.M., Dunning C.E., Gordon K.D., et al. The effect of radial head fracture size on elbow kinematics and stability // Journal of Orthopaedic Research. — 2005. — № 23. — P. 210-217.
4. Court-Brown, C.M., Caesar, B.C. Overview of epidemio-logy of fractures // Rockwood and Green's fractures in adults / Ed. by R.W. Bucholz, J.D. Heckman, C.M. Court-Brown, K.J. Koval, P. Tornetts III, M.A. Wirth. — 6th ed. — Philadelphia; Baltimore; New York; London; Buenos Aires; Hong Kong; Sydney; Tokyo: Lipincott Williams and Wilkins,  2006. — Р. 95-113.
5. Deutch S.R., Olsen B.S., Jensen S.L., et al. Ligamentous and capsular restraints to experimental posterior elbow joint dislocation // Scand. J. Med. Sci. Sports. — 2003. – Vol. 13, № 5. — P. 311-316.
6. Fornalski S., Gupta R, Lee T. Q. Anatomy and Biomechanics of the Elbow Joint // Techniques in Hand and Upper Extremity Surgery. — 2003. — Vol. 7, № 4. — P. 168-178.
7. Kubichek M., Florian Z. Stress strain analysis of knee joint // Engineering Mechanics. — 2009. —Vol. 16, № 5. — P. 315-322. 
8. The elbow and its disorders / Ed. by B.F. Morrey. — Phi-ladelphia, PA: WB Saunders, 2000.
9. Morrey B.F., Chao E.Y. Passive motion of the elbow joint // J. Bone Joint Surg. — 1976. — Vol. 58A. — P. 501-508.
10. Зациорский В.М. Биомеханика двигательного аппарата человека / В.М. Зациорский, А.С. Аруин, В.Н. Селуянов. — М.: ФиС, 1981. — 143 с.

Similar articles

Biomechanical definition  of the elbow stability at the radial head fractures combined  with collateral ligament injury
Authors: Лазарев І.А., Курінний І.М., Страфун О.С., Скибан М.В.
ДУ «Інститут травматології та ортопедії НАМН України», м. Київ, Україна

"Тrauma" Том 18, №5, 2017
Date: 2017.11.21
Categories: Traumatology and orthopedics
Sections: Clinical researches
Biomechanical calculations of the load on the elbow structures in one-stage manual joint mobilization
Authors: Лазарев І.А., Страфун О.С., Скибан М.В.
ДУ «Інститут травматології та ортопедії НАМН України», м. Київ, Україна

"Тrauma" Том 19, №5, 2018
Date: 2018.11.26
Categories: Traumatology and orthopedics
Sections: Specialist manual
Comparative analysis of the reliability of the fixation of pertrochanteric fractures using normal and elongated proximal femoral nail
Authors: Лазарев І.А.(1), Калашніков А.В.(1), Малик В.Д.(2), Скибан М.В.(1)
1 - ДУ «Інститут травматології та ортопедії НАМН України», м. Київ, Україна
2 - Полтавська обласна лікарня ім. М.В. Скліфосовського, м. Полтава, Україна

"Тrauma" Том 18, №4, 2017
Date: 2017.09.25
Categories: Traumatology and orthopedics
Sections: Clinical researches
Mathematical Background for Different Methods of Osteosynthesis of the Proximal Femur Fracture for the Treatment of Pathological Metastatic Tumors of Long Bones
Authors: Лазарев І.А., Ільніцький О.В., Проценко В.В., Скибан М.В.
ДУ «Інститут травматології та ортопедії НАМН України», м. Київ, Україна

"Тrauma" Том 17, №5, 2016
Date: 2016.12.02

Back to issue