Full Text

Введение В XXI веке операцию эндопротезирования суставов поистине можно считать достижением современной медицины [6, 11]. Высокая эффективность в сочетании с возможностью получения быстрого функционального результата привели к широкому распространению метода, а поле деятельности хирургов с крупных суставов, таких как тазобедренный, плечевой, коленный и голеностопный, расширилось до мелких суставов кисти и стопы (пястно-фаланговые, межфаланговые, плюснефаланговые). Тотальное эндопротезирование тазобедренного сустава в своем роде может считаться родоначальником эндопротезирования. Впервые успешная бесцементная имплантация была выполнена Вайлсом еще в 1958 г. [14]. В настоящее же время ежегодно по всему миру устанавливается более 1200000 конструкций [24]. Расширение показаний к тотальному эндопротезированию тазобедренного сустава наряду с постоянно отмечающимся ростом заболеваний опорно-двигательного аппарата привело не только к увеличению процента имплантаций, но и к подъему числа регистрируемых осложнений [17, 20, 23]. Среди осложнений лидирующую позицию занимает асептическая нестабильность компонентов эндопротеза, возникающая в результате параимплантарных остеолитических процессов на фоне реакции воспаления под воздействием частиц износа пары трения [9, 13, 22]. Встречаемость патологии по различным данным колеблется от 25 до 60%, причем расшатывание вертлужного компонента встречается в 3 раза чаще, чем бедренного [15, 18]. При изолированной реимплантации чашки эндопротеза и пары трения «головка-вкладыш» ортопеды сталкиваются с проблемой нестандартных размеров конуса шейки, что приводит к необходимости экстракции стабильных бедренных компонентов и значительному снижению эффективности методики [12, 16]. Для решения задачи авторами был разработан переходник, представляющий собой усеченный конус с контрящими насечками по внутренней и наружной поверхностям, внутренний диаметр которого соответствует внешнему диаметру нестандартного конуса, а внешний диаметр конструкции имеет стандартный размер 12/14 мм [9]. Возможность внедрения разработки в практическую медицину с точки зрения доказательной базы диктует необходимость биомеханического обоснования эксплуатационной надежности [3, 7, 19]. Важнейшими параметрами, влияющими на стабильность имплантата, являются эквивалентные напряжения и распределение значений модуля вектора перемещения, возникающих в системе «кость-имплантат», объединенных в понятие «напряженно-деформированное состояние» [1, 21]. Цель исследования - оценить и проанализировать напряженно-деформированное состояние в системе «кость-имплантат» при условиях добавления разработанного переходника и приложении функциональных нагрузок. Материалы и методы Мaтемaтическaя пoстaнoвкa зaдaчи Моделирование системы «кость-имплантат» под действием компрессионной нагрузки осуществлялось при следующих допущениях: - к поверхности латерального мыщелка наложено ограничение по перемещениям (жестко фиксирована) (рис. 1). К поверхности головки металлоконструкции были приложены нагрузки 400 и 800 Н (рис. 2), соответствующие средней массе человека в 80 кг, который стоит на обеих ногах или одной ноге (в процессе ходьбы); - материал костной ткани и металлоконструкции сплошной, однородный, изотропный и линейно-упругий (постоянные модуль Юнга и коэффициент Пуассона). Механические характеристики тканей представлены в табл. 1; - начальные напряжения в элементах отсутствуют; - в каждой точке смежных границ (костная ткань - костная ткань, костная ткань - металлоконструкция, металлоконструкция - металлоконструкция) принимались условия полного контакта для функций перемещения, которые обеспечивают жесткое соединение между всеми элементами системы «кость-имплантат» и непрерывность поля деформаций при приложении нагрузки к рассматриваемым моделям. При моделировании решалась статическая задача теории упругости о действии компрессионной (осевой) нагрузки на объект исследования. Подробно математическая постановка задачи представлена в [4, 5]. Построение трехмерных геометрических моделей Построение геометрических твердотельных 3D-моделей бедренной кости и исследуемой металлоконструкции выполнялось в системе проектирования SolidWorks по сечениям, полученным при проведении компьютерной томографии (рис. 3). Подробно этапы построения представлены в работе [4]. Компьютерное моделирование остеосинтеза Анализ напряженно-деформированного состояния в построенных моделях осуществлялся методом конечных элементов в программном комплексе Ansys Wоrkbench. Данный метод зарекомендовал себя как надежный и достоверный при решении задач биомеханики в травматологии и ортопедии [2, 10]. Модель бедренной кости была разбита на тетраэдрическую нерегулярную сетку с ребром 1 мм, а модели металлоконструкций - на регулярную гексаэдрическую сетку с ребром 0,5 мм. В среднем общее количество элементов составило более 55000, а общее количество узлов более 150000 (рис. 4). Рис. 1. Ограничение по перемещениям Рис. 2. Приложение нагрузки Тaблицa 1 Механические свойства материалов Тип материала Модель Юнга, ГПа Плотность, кг/м3 Коэффициент Пуассона Кость (кортикальный слой) 18 2027 0,3 Кость (губчатый слой) 12 1037 0,3 Титан 96 4620 0,36 Рис. 3. Геометрические твердотельные 3D-модели бедренной кости и исследуемой металлоконструкции эндопротеза (ножка, разработанный переходник, головка) Рис. 4. Конечно-элементная модель бедренной кости и имплантата Результаты и обсуждение Для оценки напряженно-деформированного состояния в системе «кость-имплантат» при условиях добавления разработанного переходника были решены задачи с приложением функциональных нагрузок 400 и 800 Н. Данные нагрузки соответствуют средней массе человека в 80 кг, который стоит на обеих ногах или одной ноге (в процессе ходьбы). Анализ значений эквивалентных перемещений и модуля вектора перемещения проводился для обоснования эксплуатационной надежности разработанного переходника при нестандартном типоразмере шейки бедренного компонента. При смещении приложения нагрузки в 400 Н максимальные значения модуля вектора перемещения в моделях системы «кость-имплантат» концентрируются в проксимальном отделе бедра (рис. 5). При приложении нагрузки в 800 Н картина качественно не меняется, изменяются только количественные характеристики, что вполне логично (рис. 6). При этом стоит отметить, что даже при приложении нагрузки в 800 Н максимальные значения модуля вектора перемещения не превосходят 2 мм. Рис. 5. Распределение значений модуля вектора перемещения в моделях системы «кость-имплантат» при приложении функциональной нагрузки 400 Н Рис. 6. Распределение значений модуля вектора перемещения в моделях системы «кость-имплантат» при приложении функциональной нагрузки 800 Н Тaблицa 2 Максимальные значения параметров напряженно-деформированного состояния в костной ткани и металлоконструкции Тип элемента Максимальные значения модуля вектора перемещения, мм Максимальные значения эквивалентных напряжений, МПа Нагрузка 400 Н Нагрузка 800 Н Нагрузка 400 Н Нагрузка 800 Н Вся модель 1,02 1,75 77,4 133,3 Бедренный компонент 0,996 1,71 77,4 133,3 Головка эндопротеза 1,02 1,75 9,8 21 Разработанный переходник 0,996 1,71 30 62,9 Рис. 7. Распределение эквивалентных напряжений в моделях системы «кость-имплантат» при приложении функциональной нагрузки 400 Н Рис. 8. Распределение эквивалентных напряжений в моделях системы «кость-имплантат» при приложении функциональной нагрузки 800 Н Анализ значений эквивалентных напряжений при приложении нагрузки 400 и 800 Н выявил зону локализации максимальных значений - внутреннюю поверхность головки эндопротеза тазобедренного сустава. При этом максимальные значения не превышают предела текучести материала 350 МПа (сопротивление усталости при циклическом нагружении титана ВТ-6, применяемого для производства имплантатов), таким образом обеспечивая достаточный запас надежности [7]. Также необходимо отметить, что максимальные значения эквивалентных напряжений в исследуемой конструкции, возникающие при нагрузке в 800 Н (133,3 МПа), сопоставимы с максимальными эквивалентными напряжениями в стандартных конструкциях эндопротезов, колеблющихся в пределах 31-195 МПа [7]. Для наглядности результаты расчетов сведены в табл. 2. Заключение Анализ полученных в результате численного эксперимента максимальных значений эквивалентных напряжений и значений деформации показал высокую эксплуатационную надежность разработанного переходника при нестандартном типоразмере шейки бедренного компонента. Таким образом, разработанная конструкция переходника позволяет решить проблему нестандартных размеров конуса шейки эндопротеза тазобедренного сустава. Использование данного компонента в хирургической практике позволит повысить эффективность тотального эндопротезирования тазобедренного сустава и снизить риски послеоперационных осложнений.

About the authors

K. P Zvereva

D. A Markov

A. A Golyadkina

A. V Polienko

References

Statistics

Views

Abstract - 63

PDF (Russian) - 32

Refbacks

• There are currently no refbacks.