CC BY
51
Оригінальні дослідження 1 ГЧОПМО
Original Researches 1päBMd
УДК 616.718.42-001.513-089.84
КЛИМОВИЦКИЙ В.Г.1, КАНЗЮБА МЛ.1, КАНЗЮБА А.И.1, ЕРЕСЬКО А.В.2
1НИИ травматологии и ортопедии Донецкого национального медицинского университета им. М. Горького 2ГУ «Институт патологии позвоночника и суставов им. проф. М.И. Ситенко НАМН Украины», г. Харьков
АНАЛИЗ НАПРЯЖЕННО-ДЕФОРМИРОВАННОГО СОСТОЯНИЯ ПРОКСИМАЛЬНОГО ОТДЕЛА БЕДРЕННОЙ КОСТИ ПРИ ВНУТРЕННЕМ ОСТЕОСИНТЕЗЕ ПО ПОВОДУ ПЕРЕЛОМОВ ШЕЙКИ
Резюме. Цель исследования — изучение закономерностей изменения внутренних напряжений в проксимальном отделе бедренной кости при различных вариантах внутреннего остеосинтеза по поводу внутрисуставных переломов шейки. Исследования проведены относительно локализации переломов и в зависимости от углов наклона плоскости перелома по Pauwels (II и III тип). В качестве фиксаторов выбраны компрессирующие винты диаметром 6 мм, конструкция Тагдоп® с тремя винтами, динамический бедренный винт и цефаломедуллярный гвоздь. Значения напряжения Мизеса определяли в фиксирующих конструкциях и в окружающей кости. Согласно расчетным данным, локализация, распространение и значения напряжений в конструкциях и костной ткани изменяются в зависимости от типа перелома по Pauwels, направления введения винтов, их взаимного расположения.
Ключевые слова: шейка бедренной кости, остеосинтез, моделирование.
Введение
Доминирующим методом лечения переломов шейки бедренной кости (ПШБК) у пациентов в возрасте до 60—65 лет является внутренний остеосинтез [14]. Приведенные в литературе рекомендации относительно способов фиксации шеечных переломов основаны главным образом на анализе клинических наблюдений и результатах экспериментального изучения стабильности остеосинтеза. По заключению авторов клинических исследований, оценка их результатов достаточно субъективна, а выводы порой противоречивы [14]. Данные экспериментальных исследований с использованием трупного материала характеризуют весьма ограниченное количество параметров и во многом зависят от условий эксперимента [13, 14].
Современный подход к биомеханическим исследованиям остеосинтеза предполагает качественную оценку внутренней фиксации с позиции влияния остеосинтеза на течение репаративного процесса [2, 7, 10, 17]. Возможность такой оценки обеспечивает моделирование остеосинтеза с применением численного анализа, который позволяет учитывать анатомические параметры кости, физические свойства биологических тканей (кортикальная и губчатая кость, суставной хрящ, сумочно-связочный аппарат), действие мышц, свойства материалов, из которых изготовлены фикса-
торы, их конструктивные особенности, условия функционирования локомоторной системы [2, 4, 6, 12, 18].
Целью исследования явилось изучение закономерностей изменения внутренних напряжений в области проксимального отдела бедренной кости при различных вариантах внутреннего остеосинтеза по поводу внутрисуставных переломов шейки.
Материал и методы исследования
Выбор метода конечных элементов (КЭ) был обусловлен возможностью анализировать системы со сложной трехмерной геометрией и наиболее полно учитывать как физические особенности реального объекта, так и систему его нагружения [4, 5, 11, 16].
Для проведения численного анализа были использованы известные КЭ модели таза и проксимального отдела бедра [1, 5].
Расчеты проводились с использованием программы расчетов BioCad и программы визуализации Looker. В соответствии с требованиями программы к построению объемной модели определили тип КЭ — 10-узло-
© Климовицкий В.Г., Канзюба М.А., Канзюба А.И., Ересько А.В., 2013 © «Травма», 2013 © Заславский А.Ю., 2013
вой изопараметрический тетраэдр с тремя степенями свободы в узле (перемещения вдоль координатных осей). В качестве нагрузки выбраны действие веса тела без исследуемой нижней конечности и действие мышечно-связочного аппарата при вертикальном положении тела (одноопорное стояние). Нагрузки за счет натяжения прикрепляющихся к костям связок и мышц заменялись эквивалентной нагрузкой в соответствии с исследованиями V.K. Goel, S. Valliappan et al. [15] для таза и Х.А. Янсона [9] для бедра. Точки приложения равнодействующих сил, их величины и направления, а также физические свойства материалов взяты из литературы [3, 8].
Исследования проведены относительно локализации переломов (чресшеечные и базальные) и в зависимости от углов наклона плоскости перелома по Pauwels (II и III тип). В качестве фиксаторов выбраны компрессирующие винты диаметром 6 мм, конструкция Targon® с тремя винтами, динамический бедренный винт (DHS) и цефаломедуллярный гвоздь (PFN).
Значения напряженно-деформированного состояния (НДС) (напряжения Мизеса) определяли в фиксирующих конструкциях и в участках кости, непосредственно прилегающих к конструкции, — на латеральной поверхности подвертельной области, в толще массива большого вертела, в кортикальном слое шейки, на уровне перелома шейки, в головке, а также в области верхней и средней трети диафиза.
Результаты и их обсуждение
Наша концепция относительно биомеханической оценки остеосинтеза и выбора фиксатора при ПШБК основана на двух теоретических положениях.
1. Конструктивной особенностью применяемых фиксаторов является то, что винтовая часть фиксатора вводится в центральный фрагмент прокси-мальнее линии перелома. При этом основание винта в подвертельной области остается подвижным относительно дистального фрагмента. Биомеханическим результатом такой фиксации является эффект скольжения (sliding-эффект). При неизбежной резорбции на поверхности фрагментов в зоне перелома контакт между ними не нарушается благодаря тому, что физиологические нагрузки, действующие на проксимальный отдел бедренной кости в области перелома, благодаря sliding-эффекту преобразуются в напряжения межфрагментарной компрессии [14].
2. Остеосинтез должен обеспечить механическую совместимость имплантата с биологическими структурами (костная ткань), которая определяет возможность, продолжительность и результат адаптации этих структур к функционированию в новой биотехнической системе (имплантат — кость).
Изменение биомеханики системы в результате имплантации конструкций для остеосинтеза может приводить к изменению состава, структуры, объема, свойств костной и других тканей — стрессовое ремоделирование (stress shielding-эффект) [10]. При исключении каких-либо объемов костных струк-
тур из процесса передачи нагрузок возможны их атрофия и лизис. Напротив, в случае чрезмерной концентрации механических напряжений можно прогнозировать увеличение плотности и объема костной ткани в месте значительного превышения физиологического уровня нагрузок. Если же механические напряжения превышают предел прочности костной ткани при данной схеме нагружения как для существенно анизотропной кортикальной кости, так и для квазиизотропной спонгиозной, следует ожидать разрушения кости.
Ключевыми показателями для проведения сравнительного анализа выбраны полученные путем расчетов значения интенсивности напряжений (напряжения Мизеса) в кортикальном слое верхней и нижней стенок ШБК — соответственно 9,72 и 6,95 МПа (условие одноопорного стояния), а также предел прочности кости — 70 МПа.
Основные закономерности распределения напряжений Мизеса в проксимальном отделе бедренной кости были исследованы на остеосинтез ПШБК двумя винтами. Принятые условия моделирования — винты введены до субхондрального отдела головки, максимально близко к верхней и нижней стенке шейки.
Чресшеечные переломы с углом по Ра^е^ 50°, винты вводятся перпендикулярно плоскости перелома. Напряжения Мизеса наиболее высокие в винтах на уровне перелома — 41,57 МПа. Максимальную нагрузку несет нижний винт — обширная зона повышенного напряженного состояния распределена по длине винта и в месте его введения в подвертельной области — 16,63 МПа. В области перелома уровень интенсивности напряжений в костной ткани, прилежащей к винтам, достигает 20-29 МПа.
Изменение направления введения нижнего винта (точка введения расположена ниже, и направление введения составляет 10° с линией перпендикулярной плоскости перелома) приводит к повышению уровня напряженного состояния: в кости на уровне перелома — 20-29 МПа, в области винта на уровне перелома — 41,62 МПа, в месте введения винта — 29,13 МПа.
При изменении направления введения верхнего винта (точка введения располагается на 10° выше) НДС модели не изменяется.
Чресшеечные переломы с углом по Ра^е^ 70°, винты вводятся параллельно оси шейки бедренной кости. Напряжение Мизеса в винтах на уровне перелома 47,31 МПа. В костной ткани в области перелома интенсивность напряжений изменяется в пределах 14-30 МПа. В области входа нижнего винта в кость — 14,198 МПа.
Чресшеечные переломы с углом по Ра^е^ 70°, винты вводятся перпендикулярно плоскости перелома. Напряжение Мизеса в винтах на уровне перелома повысилось до 55,53 МПа. Расширилась область локализации напряжений в верхнем винте.
Понизился до11 МПа уровень напряженного состояния в точке введения нижнего винта.
Поскольку анализ проведен для варианта фиксации перелома без взаимной компрессии фрагментов, можно предположить, что создание компрессии будет способствовать увеличению напряженного состояния и развитию деструктивных изменений в костной ткани в области перелома.
Уменьшение расстояния между фиксирующими винтами приводит к увеличению напряжений в винтах (до 54,09 МПа) и близкому к критическому напряженному состоянию в окружающей губчатой костной ткани. Аналогичная тенденция наблюдается при введении винтов, взаимно перекрещивающихся на уровне перелома шейки. Интенсивность напряжений в винтах в этой области достигает 50,2 МПа. В костной ткани зона повышенного напряженного состояния располагается между винтами, а значения напряжений Мизеса в кости вблизи каждого винта достигают 35,14 МПа.
Значения напряжений Мизеса в верхнем сегменте головки бедренной кости. При введении винтов до субхондрального ее отдела значения напряжений близки к нормальным. Применение более коротких винтов, достигающих лишь центра головки, приводит к повышению напряженного состояния в вин-
тах (38,67 МПа) и появлению обширной области напряженного состояния в окружающей костной ткани — до 30 МПа.
Результаты дальнейших исследований позволили провести сравнительный анализ распределения НДС в области проксимального отдела бедренной кости при трансцервикальных ПШБК в зависимости от применяемых конструкций: два параллельных винта, введенных во фронтальной плоскости; три винта (1-й вариант: один вверху/два внизу, 2-й вариант: два вверху/один внизу); конструкция Та^оп® с 3 винтами, из которых один расположен под верхней кортикальной стенкой шейки, два — над нижней стенкой. Расчеты проведены для ПШБК с углами по Ра^ек 50° и 70°. Полученные расчетные данные характеризуют значения напряжений Мизеса в 20 определенных зонах (табл. 1, 2).
Характер распределения интенсивности напряжений в проксимальном отделе бедренной кости оказался одинаковым при чресшеечных ПШБК с углами по Ра^ек 50° и 70°.
Независимо от применяемых конструкций внутренний остеосинтез снижает суммарное значение напряжений Мизеса в области шейки. В местах введения винтов в подвертельной области уровень напряженного состояния повышается, при этом в
Таблица 1. Распределение напряжений Мизеса в проксимальном отделе бедренной кости при остеосинтезе чресшеечныхпереломов с углом 50°по Pauwels
Зоны Норма Винты 1/1 Винты 1/2 Винты 2/1 Таргон®1/2
Шейка 1 7,9 5 3,4 4,6 3,4
Вертел 2 3,8 4,2 4 3,9 4
Подвертельная область 3 2,8 4 4,2 4,4 2,5
Середина диафиза медиальная 4 6,2 9,5 9,5 9,5 9,5
Середина диафиза латеральная 5 5,8 8,7 8,7 8,7 8,7
Вход верхнего винта 6 5,5 9,7 7,5 8,2 7,9
Вход нижнего винта 7 4,8 12,5 9,1 9,9 8,7
Вход заднего винта 8 4,2 7,9 7,4 7
Губчатая — головка, верхний винт 9 0,1 0,5 0,8 0,6 0,8
Губчатая — шейка, верхний винт 10 0,1 16 14 15 15,6
Губчатая — подвертельная, верхний винт 11 0,1 10 8 10 5
Перелом,верхний винт 12 0,1 21,4 14,7 15,6 16,4
Губчатая — головка, нижний винт 13 0,1 1,3 1 1,5 1
Губчатая — шейка, нижний винт 14 0,1 18 18 18 25
Губчатая — подвертельная, нижний винт 15 0,1 10 6 10 9
Перелом, нижний винт 16 0,1 21,6 23,3 17,6 27,5
Губчатая — головка, задний винт 17 0,1 1 0,8 0,8
Губчатая — шейка, задний винт 18 0,1 18 15 25
Губчатая — подвертельная, задний винт 19 0,1 8 10 12
Перелом,задний винт 20 0,1 14,2 15,7 21,7
значительно меньшей степени при использовании конструкции Таргон®. Такая же закономерность распределения концентраций напряжений в винтах наблюдается в пределах вертельной области. Распределение интенсивности напряжений и их значения в фиксирующих конструкциях свидетельствуют о том, что винты принимают на себя основную нагрузку. Максимальные напряжения при всех вариантах фиксации отмечаются в нижних винтах (от 17,7 до 27,5 МПа), расположенных над нижней кортикальной стенкой — дуга Адамса. Вдоль верхних винтов максимальные значения напряжений в пределах от 5 до 21,4 МПа. Проксимальнее перелома, в центральной части головки, значения напряжений в винтах (при условии их введения до субхондраль-ного отдела) не превышают 0,1 —1,5 МПа. Максимально напряженными являются участки винтов на уровне зоны перелома — от 13 до 27,5 МПа. В этой же области отмечаются зоны концентрации напряжений в костной ткани, непосредственно прилежащей к металлической конструкции, максимальные значения — 14-18 МПа, при использовании конструкции Таргон® — до 25 МПа. Эти зоны не обширны, при удалении от поверхности винта происходит быстрое снижение напряжений в кости до нормальных значений. При оптимальном взаим-
ном расположении винтов максимальные значения напряжений не являются критичными для костной ткани вокруг фиксатора.
Высокие значения напряжений регистрируются в задних винтах в схемах фиксации «1/2», «2/1» и «Та^оп® — 2/1». Это может свидетельствовать о том, что использование трех винтов значительно повышает прочность фиксации перелома. При этом расположение их по схеме «1/2», по нашему мнению, может привести к образованию зон концентрации напряжений как в винтах, так и в прилегающей костной ткани (места введения винтов, вертельная область и нижняя кортикальная стенка шейки на уровне перелома), значения которых близки к критическим для костной ткани. Более обоснованным является расположение винтов в порядке «2/1».
По характеру распределения и уровню напряженного состояния схема фиксации «Та^оп® — 1/2» близка к схеме «винты — 1/2». На границе «стержень — кость» уровень напряженного состояния при использовании Таргон® несколько выше, что объясняется наличием в конструкции втулок, диаметр которых превышает диаметр отдельных винтов.
Применительно к базальным переломам ШБК на модели проведен анализ изменений НДС при ис-
пользовании угловых винтовых конструкций БН8
Таблица 2. Распределение напряжений Мизеса в проксимальном отделе бедренной кости при остеосинтезе чресшеечныхпереломов с углом 70°по Pauwels
Зоны Норма Винты 1/1 Винты 1/2 Винты 2/1 Таргон®1/2
Шейка 1 7,9 8,1 6,8 7,5 4,8
Вертел 2 3,8 4,9 4,7 4,4 4,3
Подвертельная область 3 2,8 3,1 3 2,8 2,1
Середина диафиза медиальная 4 6,2 9,5 9,5 9,5 9,5
Середина диафиза латеральная 5 5,8 8,7 8,7 8,7 8,7
Вход верхнего винта 6 5,5 9,9 10,4 9,8 8
Вход нижнего винта 7 4,8 12,2 10,3 10,4 8,6
Вход заднего винта 8 4,2 9,4 9,1 6,7
Губчатая — головка, верхний винт 9 0,1 0,5 1 0,6 0,8
Губчатая — шейка, верхний винт 10 0,1 20 15 18 16
Губчатая — подвертельная, верхний винт 11 0,1 13 12 11 8
Перелом,верхний винт 12 0,1 19 13 15,7 12,5
Губчатая — головка, нижний винт 13 0,1 0,6 1,1 1,5 1
Губчатая — шейка, нижний винт 14 0,1 18 18 16 20
Губчатая — подвертельная, нижний винт 15 0,1 15 12 12 6
Перелом, нижний винт 16 0,1 23,7 17,7 20,3 21,6
Губчатая — головка, задний винт 17 0,1 1 0,6 1,2
Губчатая — шейка, задний винт 18 0,1 16 17 18
Губчатая — подвертельная, задний винт 19 0,1 12 12 9
Перелом,задний винт 20 0,1 17,3 15,3 15,7
и цефаломедуллярного фиксатора. Установлено, что в норме основную нагрузку несет кортикальный слой бедренной кости. Наиболее напряженным участком является нижняя часть шейки бедренной кости вблизи межвертельной зоны, где величина интенсивности напряжений достигает значения 7,9 МПа. Под большим вертелом уровень напряжений не превышает значения 3,8 МПа. На уровне ди-афиза наиболее напряженными являются участки на передней и задней поверхностях — соответственно 6,2 и 5,8 МПа. Зоны концентрации напряжений наблюдаются также на медиальной и латеральной поверхности.
При базальном ПШБК, фиксированном БН8, в нижней части шейки бедренной кости уровень напряженного состояния повысился до 8,7 МПа. Под большим вертелом появилась область концентрации напряжений, где величина интенсивности напряжений равняется 6,1 МПа (3,8 МПа в норме). В центральной части вертельного массива величина интенсивности напряжений равняется 7,9 МПа (2,8 МПа для модели в норме). Наблюдается повышение НДС в местах введения рабочего винта (9,9 МПа против
5.5 МПа для модели в норме) и винтов, фиксирующих диафизарную пластинку: в точке входа верхнего крепежного винта — 14,4 МПа (4,2 МПа в норме), а в точке входа нижнего крепежного винта — 25,4 МПа (4,8 МПа в норме). Высокое напряженное состояние сохраняется и вдоль рабочего винта и в прилегающей губчатой кости. Оно повышается от места входа в кость до места перелома. Максимальное значение интенсивности напряжений в этой области составляет 60,1 МПа. Далее уровень напряженного состояния понижается и в середине шейки бедренной кости составляет 4,5 МПа (в норме не превышает
0,1 МПа). Дополнительно, как и для модели в норме, распределение нагрузок происходит вдоль кортикального слоя, где уровень напряженного состояния не превышает 4 МПа.
При моделировании остеосинтеза цефаломедул-лярным гвоздем изменяется как характер распределения НДС, так и уровень напряженного состояния в бедренной кости. Наиболее напряженным участком на медиальной поверхности бедренной кости является нижняя часть шейки. Однако уровень напряженного состояния здесь понизился до 4,3 МПа (7,9 МПа в норме). Дистальнее, в медиальной стенке, уровень напряженного состояния равняется
2.6 МПа (6,2 МПа в норме), на латеральной поверхности — 2,4 МПа (5,8 МПа в норме). В области под большим вертелом также понизился уровень напряженного состояния.
В отличие от модели в норме и варианта с применением БН в данной модели основную нагрузку несет не кортикальный слой бедренной кости, а фиксирующее устройство. Максимальные значения напряжений Мизеса отмечены в зоне контакта нижнего винта с внутриканальным стержнем — 19,1 МПа. В области перелома максимальное значение интен-
сивности напряжений равняется 12,6 МПа. Далее уровень напряженного состояния понижается и в середине шейки бедренной кости, как и для варианта с применением БН8, составляет 4,3 МПа.
Таким образом, путем численного анализа на трехмерной математической модели установлены закономерности изменений НДС проксимального отдела бедренной кости при внутрисуставных переломах шейки, возможные варианты оптимизации внутреннего остеосинтеза с позиции биомеханической оценки различных переломов.
Выводы
1. Согласно расчетным данным, локализация, распространение и значения напряжений в фиксирующих конструкциях и окружающей костной ткани изменяются в зависимости от типа перелома по Ра^ек, направления введения винтов, их взаимного расположения.
2. Динамичность фиксации обеспечивается путем реализации слайдинг-эффекта при использовании конструкций, которые не имеют жесткой фиксации в подвертельной области, при оптимальном расположении винтов в соответствии с типом перелома по Ра^ек. При этом между фрагментами постоянно действуют напряжения компрессии, интенсивность которых не является критической для костной ткани.
3. При остеосинтезе 2 или 3 винтами, вводимыми в шейку из подвертельной области, основную фиксирующую роль выполняет дистальный винт, расположенный над нижней кортикальной стенкой (дугой Адамса), предупреждая варусное смещение головки.
4. При ПШБК с углом 50° по Ра^ек оптимальным является введение винтов перпендикулярно плоскости перелома, при ПШБК с углом 70° — параллельно оси шейки.
5. Фиксирующие винты должны располагаться максимально близко к компактному слою шейки и достигать субхондрального отдела головки.
6. При базисцервикальных переломах характер распределения и оптимальный уровень напряженного состояния в костной ткани вблизи перелома обеспечивают угловые винтовые конструкции с экстракортикальной и интрамедуллярной фиксацией.
Список литературы
1. Истомин А.Г. Адаптируемая математическая модель таза / А.Г. Истомин // Проблемы медицины. — 1999. — № 9(13). — С. 15-19.
2. Канзюба А.И. Конечно-элементное моделирование остеосинтеза при переломах вертлужной впадины / А.И. Канзюба, В.А. Филиппенко // Травма. — 2003. — Т. 4, № 4. — С. 417-423.
3. Кнетс И.В. Деформирование и разрушение твердых биологических тканей/И.В. Кнетс, Г.О. Пфафроз, Ю.Ж. Саулгозис. — Рига: Зинатне, 1980. — 320 с.
4. Конечно-элементные модели для определения жесткости и прочности имплантатов из гидро-ксилапатитной керамики / Радченко В.А., Ши-мон В.М. [и др.] // Ортопедия, травматология и протезирование. — 2000. — № 3. — С. 60-64.
5. Мителева З.М. Современные биомеханические подходы к эндопротезированию тазобедренного сустава / З.М. Мителева, И.А. Суббота [и др.] // Ортопедия, травматология и протезирование. — 2003. — № 1. — С. 37-41.
6. Побєл Є.А. Напружений остеосинтез при переломах проксимального відділу стегна: Автореф. дис... на здобуття наукового ступеня кандидата медичних наук. — Харків, 2007. — 16 с.
7. Родионова С.С. Проблема остеопороза и стрессового ремоделирования в ортопедии / С.С. Родионова // Здравоохранение Дальнего Востока. — 2003. — № 1. — С. 82-85.
8. Свойства материалов: Проблемы прочности в биомеханике: учебное пособие для технических и биологических спец. вузов / Под ред. И. Ф. Образцова. — М.: Высшая школа, 1988. — 311 с.
9. Янсон Х.А. Биомеханика нижней конечности человека /Х.А. Янсон. — Рига: Зинатне, 1975. — 324 с.
10. Be’ery-Lipperman M. A method of quantification of stress shielding in the proximal femur using hierarchical computational modeling/ M. Be’ery-Lipperman, A. Gefen // Comput. Methods Biomech. Biomed. Engn. — 2006. — V. 9(1). — P. 35-44.
11. Couteau B. The mesh-matching algorithm: an automatic 3D mesh generator for finite element structures /
КлимовицькийВ.Г.1, КанзюбаМ.А.1, КанзюбаА.І.1,
Єресько О.В.2
1НДІ травматології та ортопедії Донецького національного медичного університету ім. М. Горького 2ДУ «Інститут патології хребта і суглобів ім. проф. М.І. Ситен-ка НАМН України», м. Харків
АНАЛІЗ НАПРУЖЕНО-ДЕФОРМОВАНОГО СТАНУ
ПРОКСИМАЛЬНОГО ВІДДІЛУ СТЕГНОВОЇ КІСТКИ
ПРИ ВНУТРІШНЬОМУ ОСТЕОСИНТЕЗІ З ПРИВОДУ ПЕРЕЛОМІВ ШИЙКИ
Резюме. Мета дослідження — вивчення закономірностей змін внутрішніх напружень у проксимальному відділі стегнової кістки при різних варіантах внутрішнього остеосинтезу з приводу внутрішньосуглобових переломів шийки. Дослідження проведено відносно локалізації переломів і залежно від кутів нахилу площини перелому за Pauwels (II и III тип). У кості фіксаторів обрано компресуючі гвинти діаметром 6 мм, конструкція Targon® із трьома гвинтами, динамічний стегновий гвинт и цефаломедулярний цвях. Значення напружень Мізеса визначали у фіксуючих конструкціях та прилеглій кістці. Згідно з розрахунковими даними, локалізація, поширеність та значення напружень у конструкціях і кістковій тканині змінюються залежно від типу перелома за Pauwels, напрямку введення гвинтів, їх взаємного розташування.
Ключові слова: шийка стегнової кістки, остеосинтез, моделювання.
B. Couteau, Y. Payan, S. Lavallee // J. Biomech. — 2000. — Vol. 33, № 8. — P. 1005-1009.
12. Determination of muscle loading at the hip joint for use in preclinical testing / M.O. Heller, G. Bergmann, J.P. Kassi [et al.] // J. Biomech. — 2005. — V. 38, № 5. — P. 1155-1163.
13. Finite element analysis of four different implants inserted in different positions to stabilize an idealized trochanteric femoral fracture / P. Helwig, G. Faust, U. Hindenlang // Injury. — 2009. — V. 40(3). — P. 288-295.
14. Fixation of intracapsular fractures of the femoral neck in young patients Risk factors for failure / A.D. Duckworth,
S.J. Bennet, J. Aderinto [et al.] // Journal of Bone and Joint Surgery. — 2011. — Vol. 93-B. — P. 811-816.
15. Goel V.K. Stresses in the pelvis / V.K. Goel, S. Val-liappan, N.L. Svensson // J. Comput. Biol. Med. — 1978. — Vol. 8. — P. 91-104.
16. Keyak J.H. Three-dimensional finite element modeling of bone: effects of element size / J.H. Keyak, H.B. Skinner // J. Biomech. Eng. — 1992. — Nov. 14(6). — P. 483-489.
17. The biomechanics of human femurs in axial and torsional loading: comparison of finite element analysis, human cadaveric femurs, and synthetic femurs / M. Papini, R. Zdero, E.H. Schemitsch [et al.] //. J. Biomech. Eng. — 2007. — 129(1). — 12-19.
18. Type of hip fracture determines load share in intramed-ullary osteosynthesis / Eberle S., Gerber C., von Oldenburg G. et al. // Clin. Orthop. Relat. Res. — 2009. — V. 467(8). — P. 1972-1980.
Получено 04.03.13 □
Klimovitsky V.G.1, KanzyubaM.A.1, KanzyubaA.I.1, Yeresko A.V.2
1Research Institute of Traumatology and Orthopedics of Donetsk National Medical University named after M. Gorky
2State Institution «Institute of Spine and Joint Pathology named after M.I. Sitenko of Academy of Medical Sciences of Ukraine», Kharkiv, Ukraine
АNALYSIS OF STRESS-STRAIN STATE OF PROXIMAL FEMORAL BONE IN INTERNAL OSTEOSYNTHESIS FOR FEMORAL NECK FRACTURES
Summary. The purpose of research — the study of the patterns of the internal stresses in the proximal femur in different types of internal fixation for intraarticular neck fractures. The studies had been carried out on the localization of fractures depending on angles of the fracture plane by Pauwels (II and III type). As fixators, there had been selected compression screws of 6 mm diameter, Targon® construction with three screws, dynamic hip screw and cephalomedul-lary nail. Mises stress values had been determined in fixation devices and in the surrounding bone. According to calculations, the localization, distribution, and stress parameters in devices and in bone tissue are varying depending on the type of fracture by Pauwels, the direction of screw placement, their mutual bracing.
Key words: femoral neck, osteosynthesis, modeling.
