CC BY
83
I
Орипнальы досл1дження
Original Researches
Травма
УДК617.581-089.843: 539.4.014
ЛОСКУТОВ О.А.1, ЛЕВАДНЫЙ Е.В.2 Днепропетровская медицинская академия 2Днепропетровский национальный университет им. О. Гончара
АНАЛИЗ НАПРЯЖЕННОГО СОСТОЯНИЯ ЭЛЕМЕНТОВ
СИСТЕМЫ «БЕДРЕННАЯ КОСТЬ — ИМПЛАНТАТ» ПРИ ФУНКЦИОНАЛЬНЫХ НАГРУЗКАХ ЭНДОПРОТЕЗА ТАЗОБЕДРЕННОГО СУСТАВА
Резюме. Отмечая высокую эффективность эндопротезирования тазобедренного сустава, следует принимать во внимание негативные последствия, связанные с нарушением биомеханического баланса в системе «кость — эндопротез» в процессе его эксплуатации, и в частности бедренного компонента. Цель исследования: анализ напряженного состояния бедренной кости и ножки эндопро-теза с метафизарно-диафизарным типом фиксации при различных уровнях костномозгового канала бедренной кости. Материалы и методы. Методом конечных элементов проведен численный анализ напряженного состояния бедренной кости и ножки эндопротеза с метафизарно-диафизарной фиксацией системы «ОРТЭН» при различных типах ее фиксации в костномозговом канале бедренной кости под действием функциональных нагрузок для прогнозирования эксплуатационной надежности эндопротеза. При фиксации эндопротеза размеры канала в области фиксации принимались на 1 мм меньше размера ножки имплантата. Результаты. Расчеты показали, что напряженное состояние ножки эндопротеза определяется сочетанием изгибающего момента во фронтальной плоскости и силы сжатия в осевом направлении. С латеральной стороны ножки и шейки формируются растягивающие напряжения, а с медиальной — сжимающие, причем абсолютная величина растягивающих напряжений на одном и том же уровне ножки несколько меньше, чем сжимающих. Значения напряжений на латеральной и медиальной стороне отличаются в среднем на 8 %. Выявлено, что для данного вида ножки эндопротеза тазобедренного сустава наиболее опасным является чисто диафизарный тип фиксации, поскольку может привести к усталостному перелому ножки, особенно малого размера. При метафизарном типе фиксации, а также при опоре на калькар значения напряжений значительно снижаются. Выявлено, что с латеральной стороны кости возникают растягивающие напряжения, а с медиальной — сжимающие (растягивающие напряжения меньше сжимающих на 13 %). При диафи-зарном, а также диафизарно-дистально-метафизарном типе фиксации большая часть нагрузки на введенную ножку обходит проксимальную часть бедренной кости и передается непосредственно на ее диафиз, вследствие чего возможно развитие проксимального з^езз-зИе1<^1пд-эффекта и гипертрофии кости. При моделировании установки эндопротеза в канал бедренной кости площадь контакта имплантата с костью строго определяется типом фиксации ножки эндопротеза. Расчеты показали, что приемлемая картина распределения напряжений в бедренной кости достигается в случае площади контакта ножки эндопротеза с костью > 50 %. Выводы. В зависимости от уровня фиксации в бедренной кости прямой ножки квадратного профиля эндопротеза системы «ОРТЭН» с метафизар-но-диафизарным типом фиксации эквивалентные напряжения по Мизесу в эндопротезе меняются в широких пределах— от 30,6 до 195 МПа, а в костной ткани их изменения незначительные — от 6,4 до 7,9 МПа. В случае диафизарной фиксации ножки эндопротеза данного вида возможна концентрация напряжений в дистальном отделе кости, что приводит к ее гипертрофии и развитию зКезз-в111е№1пд-эффекта.
Ключевые слова: эндопротезирование, бедренный компонент эндопротеза тазобедренного сустава, бедренная кость, численное моделирование, напряженное состояние, метод конечных элементов.
© Лоскутов О.А., Левадный Е.В., 2015 © «Травма», 2015 © Заславский А.Ю., 2015
Введение
К настоящему времени эндопротезирование (ЭП) тазобедренного сустава (ТБС) достигло такого уровня, когда замена сустава в подавляющем большинстве случаев удовлетворяет ортопеда и пациента. Имплантация искусственного сустава позволяет устранить болевой синдром, восстановить функцию сустава и опороспо-собность конечности [1—3]. Отмечая высокую эффективность эндопротезирования, следует принимать во внимание также и возможные негативные последствия этой операции, связанные в основном с разными отдаленными неблагоприятными последствиями, возникающими через 5—12 лет после установки эндопротеза ТБС [4]. В частности, в отношении бедренной кости отметим следующее: 1) в местах локальной концентрации напряжений можно наблюдать увеличение плотности и объема костной ткани относительно нормального состояния — стрессовое ремоделирование (stress-shielding-эффект); 2) при исключении каких-либо объемов костных структур, связанных с дефектами или деформацией бедренной кости, из процесса передачи нагрузок возможны атрофия и лизис костной ткани бедренной кости. При этом для бедренного компонента эндопротеза возможны расшатывание ножки в кости (асептическая нестабильность), а также ее усталостный перелом.
В связи с вышеперечисленным одним из важнейших этапов разработки конструкций эндопротезов является биомеханическое обоснование их работоспособности и эксплуатационной надежности [5, 6]. Основными факторами, влияющими на длительность работы биомеханической системы «кость — имплан-тат», является первичная стабильная фиксация ножки эндопротеза в кости, а также отсутствие опасного уровня напряжений в эндопротезе и костных струк-
турах. Поэтому оценка характера напряженно-деформированного состояния (НДС) и механического поведения всех элементов этой биомеханической системы под действием функциональных нагрузок необходима для обеспечения длительной эксплуатации эндопротеза. В настоящее время наиболее распространенным и эффективным методом анализа НДС и механического поведения сложных многокомпонентных систем гетерогенного строения является метод конечных элементов (МКЭ) [7, 8].
Цель исследования — провести при функциональных нагрузках численный анализ напряженного состояния бедренной кости и ножки эндопротеза с мета-физарно-диафизарной фиксацией системы «ОРТЭН» при различных типах ее фиксации в костномозговом канале бедренной кости для прогнозирования эксплуатационной надежности эндопротеза.
Материал и методы
Численный анализ напряженного состояния, возникающего при функциональных нагрузках в системе «кость — имплантат» при различных уровнях фиксации эндопротеза в кости, проводился с использованием программного комплекса (ПК), базирующегося на методе конечных элементов (МКЭ). По снимкам компьютерной томографии с толщиной среза 0,75 мм в среде компьютерного моделирования ЗНсег была построена стереолитографическая модель ^^-модель) бедренной кости. После импортирования этой модели в пакет прикладных программ SolidWorks была получена геометрическая твердотельная трехмерная модель кости (рис. 1а). Параметры геометрической модели бедренного компонента ЭП ТБС строго соответствовали их реальным размерам. Геометрические модели строились для эндопротезов с квадратным профилем для
в
Рисунок 1. Геометрические модели: а) бедренная кость; б) эндопротез; в) реакции на нагрузку, действующую на головку эндопротеза бедренной кости
Таблица 1. Механические характеристики моделируемых систем
Наименование материала Модуль упругости (ГПа) Коэффициент Пуассона Предел прочности (МПа)
Титан ВТ6 115 0,32 1050
Кортикальная кость 17 0,3 На сжатие На растяжение
160 100
Спонгиозная кость 1,5 0,3 10 5
первичной бесцементной фиксации преимущественно диафизарного типа фиксации системы «ОРТЭН» (рис. 1б), разработанных на кафедре травматологии и ортопедии Днепропетровской медицинской академии.
Расчетная модель
Величина нагрузки для данной задачи принималась в соответствии с типоразмером ножки бедренного компонента эндопротеза. Численный анализ напряжений в ножках эндопротезов рассматриваемого вида, а также в бедренной кости проводился под действием расчетной нагрузки при весе тела человека 700 Н (Бх = 362 Н; Ру = 224 Н; = 1575 Н [9]), где х — фронтальная ось; у — сагиттальная ось; 7, — вертикальная ось (рис. 1в).
При проведении расчетов коэффициент трения для контактной пары «кость — ножка» эндопротеза был принят равным ^ = 0,3. Механические характеристики компонентов системы по данным литературы [4, 10] приведены в табл. 1.
Очевидно, что каналы различных бедренных костей отличаются по своей форме и плотность контакта между поверхностью имплантата и стенками канала по его длине оказывается неодинаковой. В связи с этим одним из способов достижения хорошего результата эндопротезирования является тщательный подбор формы и типоразмера бедренного компонента эндопротеза ТБС при предоперационном планировании. При фиксации эндопротеза размеры канала в области фиксации принимались на 1 мм меньше размера ножки имплантата.
На рис. 2 показаны используемые в расчете зоны крепления ножки стандартного эндопротеза, размещенные в проксимальном отделе бедренной кости.
Результаты численного анализа
На рис. 3, 4, согласно приведенным на рис. 2 девяти вариантам фиксации, представлены распределения и значения эквивалентных напряжений по Мизесу в ножке эндопротеза и в бедренной кости.
Напряженное состояние ножки эндопротеза определяется сочетанием изгибающего момента во фронтальной плоскости и силы сжатия в осевом направлении. С латеральной стороны ножки и шейки формируются растягивающие напряжения, а с медиальной — сжимающие, причем абсолютная величина растягивающих напряжений на одном и том же уровне ножки несколько меньше, чем сжимающих. Для ножки эндопротеза значения напряжений на латеральной и медиальной стороне отличаются в среднем на 8 %, для бедренной кости разница составляет уже 13 %.
При диафизарном типе фиксации ножки (А, АВ, ABC) с переходом в диафизарно-дистально-матафи-зарный тип (ABCD) максимальные напряжения в им-плантате локализованы с медиальной стороны в зоне контакта диафизарного отдела ножки эндопротеза и кортикальной кости (рис. 3).
При метафизарно-диафизарном типе фиксации ножки (ABCDE), при метафизарно-проксимально-диафизарном (BCDE) и метафизарном (CDE) типе, при опоре на калькар и метафиз (DE) и, наконец, только при опоре на калькар (E) напряжения равномерно распределены с латеральной и медиальной стороны, начиная метафизарной и заканчивая диафизарной частью ножки. Максимальная величина растягиваю -щих напряжений наблюдается с латеральной стороны в шейке конуса для фиксации головки бедренного компонента. Максимальные сжимающие напряжения
Зона фиксации
Тип фиксации
\
/ Г 1/ Lt
г I
] 1
ш \
E
DE
CDE
BCDE
ABCDE
ABCD
ABC
AB
Опора на калькар
Опора на калькар и метафиз
Метафизарный
Метафизарно-проксимально-диафизарный
Метафизарно-диафизарный
Диафизарно-дистально-метафизарный
Диафизарный
Диафизарный
Диафизарный
А
Рисунок 2. Типы фиксации бесцементной ножки эндопротеза «ОРТЭН» в различных зонах костномозгового канала
Рисунок 3. Распределение эквивалентных напряжений на медиальной стороне ножки эндопротеза при различных типах фиксации
возникают с медиальной стороны в шейке и в средней части ножки (DE). Также выявлена область концентрации напряжений в зоне калькара. Важную роль играет наличие у эндопротеза калькара. Калькар увеличивает стабильность бесцементной ножки, что исключает подвижность бедренного компонента, которая может быть причиной развития асептической нестабильности бедренного компонента (рис. 3), а также способствует нормализации передачи нагрузки на проксимальный отдел бедренной кости.
Увеличение площади контакта ножки с кортикальной костью приводит к увеличению жесткости системы «кость — имплантат», вследствие чего изгиб ножки под нагрузкой несколько уменьшается (рис. 3), а максимальные растягивающие и сжимающие напряжения в теле ножки снижаются.
Подобно ножке эндопротеза, напряженное состояние бедренной кости обусловлено сочетанием изгибающего момента во фронтальной плоскости и силы сжатия в осевом направлении. При этом с латеральной стороны кости возникают растягивающие напряжения, а с медиальной — сжимающие. Растягивающие напряжения меньше сжимающих (рис. 4). Также следует отметить, что при анализе напряженного состояния кости большую опасность представляют растягивающие напряжения, поскольку прочностные свойства при растяжении ~ в 1,6 раза меньше, чем при сжатии.
Максимальные напряжения в кости локализованы с медиальной стороны в зоне контакта диафизарного отдела ножки эндопротеза и кортикальной кости.
При диафизарном (А, АВ, ABC), а также диафизар-но-дистально-метафизарном (ABCD) типах фиксации большая часть нагрузки на введенную ножку обходит проксимальную часть бедренной кости и переда-
ется непосредственно на ее диафиз, вследствие чего возможно развитие проксимального з^езз-зЫеШ^-эффекта. При метафизарно-проксимально-диафизар-ном (ВСБЕ) и метафизарном (СБЕ) типах фиксации, при опоре на калькар и проксимальный метафиз (БЕ) и при опоре только на калькар (Е) напряжения распределены соответственно с латеральной и медиальной стороны в верхней трети бедренной кости достаточно равномерно и исключают Лти-^/еИш^-эффект. При метафизарном типе фиксации и при опоре на калькар появляются сжимающие напряжения в кости, сосредоточенные в области дуги Адамса и опорного воротничка.
Из полученных результатов видно, что для стандартной конструкции ножки эндопротеза тазобедренного сустава наиболее опасным является чисто диафизар-ный тип фиксации. Более того, для стандартных эндо-протезов такой тип фиксации неприемлем, поскольку может привести к усталостному перелому ножки, особенно малого размера. Отметим также, что в зависимости от типа фиксации имплантата максимальные эквивалентные напряжения по Мизесу в стандартных эндопротезах изменяются в пределах 31—195 МПа.
Для остальных типов фиксации результаты расчетов показывают, что при выбранных параметрах системы «кость — имплантат» максимальные напряжения в элементах сборки не превышают предела текучести материала и все элементы системы работают в области упругой деформации. Уровень напряжений в имплан-татах при нормальной эксплуатации и действующих функциональных нагрузках значительно ниже опасного. В качестве опасного уровня напряжений в данном случае принимается предел выносливости металла (сопротивление усталости при циклическом нагру-
жении), который для титана ВТ-6, применяемого для производства силовых элементов имплантатов, составляет не менее 350 МПа. Таким образом, эти конструкции обеспечивают достаточный запас надежности.
Также следует отметить, что при моделировании установки эндопротеза в канал бедренной кости площадь контакта имплантата с костью строго определяется типом его фиксации. При приложении нагрузки к эндопротезу из-за изгиба последнего площадь контакта ножки и кости уменьшается. На рис. 5 для стандартной ножки приведены относительные зависимости (в %) площади контакта ножки и кости от типа фиксации эндопротеза при его установке и при последующем нагружении.
Таким образом, при достижении контакта ножки с костью > 50 % обеспечивается приемлемая картина распределения напряжений в бедренной кости, что влечет за собой недопущение появления нежелательного яЫвИщ-эффекта, а также достаточные коэффициенты запаса прочности для ножки эндопротеза.
Выводы
1. Выполнен численный анализ напряженного состояния, возникающего при функциональных нагрузках в системе «кость — бедренный компонент эндопротеза ТБС» с метафизарно-диафизарным типом фиксации при различных типах фиксации в костномозговом канале бедренной кости.
AB
ABC
ABCD
ABCDE
BCDE
CDE
DE
E
Рисунок 4. Распределение эквивалентных напряжений на медиальной и латеральной стороне бедренной кости при различных типах фиксации ножки эндопротеза
ce
ь
со H I
о
V -О
со
о ^
с
100
80
60
40
20
m п п ш ш ш ш
< m п и и о о
< m и и о
< m m
<
Тип фиксации
Площадь контакта ножки при фиксации Площадь контакта ножки при статической нагрузке
0
Рисунок 5. Относительные зависимости площади контакта стандартной ножки и кости от типа фиксации эндопротеза при его установке и последующем нагружении
2. Установлено, что независимо от уровня фиксации ножки эндопротеза максимальные растягивающие напряжения возникают на латеральной поверхности ножки и кости, а максимальные сжимающие напряжения, которые по абсолютной величине больше растягивающих, возникают на медиальной поверхности. В зависимости от типа фиксации эквивалентные напряжения по Мизесу в эндопротезе меняются в широких пределах — 30,6—195,5 МПа, в костной ткани их изменения незначительны — 6,4— 7,9 МПа.
3. В случае диафизарной фиксации ножки возможна концентрация напряжений в дистальном отделе кости, что может привести к ее гипертрофии и stress-shielding-эффекту.
4. В случае метафизарной фиксации ножки напряжения распределены по кости равномерно, что исключает их чрезмерную концентрацию, а также возникновение и развитие асептического расшатывания (нестабильности бедренного компонента).
5. Установлены зависимости площадей контакта
стандартной ножки с костью от типа фиксации бедренного компонента эндопротеза на момент его установки, а также при последующем его нагружении.
Список литературы
1. Корж А.А. Ортопедия в Украине на рубеже столетий /A.A. Корж// Ортопедия, травматология и протезирование. — 2000. — № 1. — С. 5-9.
2. Гайко Г. В. Стан та перспективи протезування су-глобiв / Г.В. Гайко, Ю.В. Поляченко, О.1. Рибачук // Всник ортопеда, травматологи та протезування. — 2000. — № 2. — С. 71-72.
3. Корж Н.А. Проблема эндопротезирования суставов в Украине и пути ее решения / Н.А. Корж, В.А. Филиппенко, В.А. Танькут // Ортопедия, травматология и протезирование. — 2008. — № 2. — С. 5-9.
4. Лоскутов А.Е. Эндопротезирование тазобедренного сустава / Под ред. проф. А.Е. Лоскутова. — Днепропетровск: Лира, 2010. — 344 с.
5. Олейник А.Е. Биомеханический анализ конструкции бедренного компонента эндопротеза тазобедренного сустава системы «ОРТЭН» / Олейник АЕ, Красовский В.Л., Лоскутов О.А. //ОТП. — 2009. — № 1. — С. 17-25.
6. Анализ напряженно-деформированного состояния в костной ткани бедренной кости после эндопротези-рования тазобедренного сустава / В.А. Филиппенко, А.В. Яресько, О.А. Подгайская, А.И. Жигун//Лтопис травматологП та ортопедн. — 2012. — № 1—2 (23-24). — С. 86-89.
7. Петренко Д.6. Профыактикаранньо'1 асептичноИне-стабiльностi шжки ендопротеза кульшового суглоба: Автореф. дис... кандмед. наук.: спец. 14.01.21. «трав-матологiя та ортопедiя»/Д.6. Петренко. — Харшв, 2004. — 20 с.
8. Зенкевич О. Метод конечных элементов в технике / О. Зенкевич. — М.: Мир, 1975. — 542 с.
9. Hip contact forces and gait patterns from routine activities / G. Bergmann, G. Deuretzbacher, M. Heller [et al.]// J. Biomechanics. — 2001. — Vol. 34. — P. 859-871.
10. Brown T.D. Mechanical property distributions in the cancellous bone of the human proximal femur / T.D. Brown, J.A. Ferguson//J. ActaOrthop. Scand. — 1980. — Vol. 51, Issue 3. — P. 429-437.
Получено 18.09.15 ■
Лоскутов О.О.1, Левадний £.В.2 Днпропетровська медична академя
Днпропетровський нацюнальний унверситет iMeHi Олеся Гончара
АНАЛ|З НАПРУЖЕНОГО СТАНУ ЕЛЕМЕНШ СИСТЕМИ «СТЕГНОВА КЮТКА — ¡МПЛАНТАТ» П|Д ЧАС ФУНКЦМНИХ
НАВАНТАЖЕНЬ ЕНДОПРОТЕЗА ТАЗОСТЕГНОВОГО СУГЛОБА
Резюме. Вщзначаючи високу ефектившсть ендопротезування тазостегнового суглоба, потр1бно брати до уваги негативт на-слщки, пов'язаш з порушенням бюмехатчного балансу в систем! «юстка — ендопротез» шд час його експлуатацИ, i зокрема стегнового компонента. Мета дослщження: аналiз напруженого стану стегново! истки й йжки ендопротеза з метафiзарно-дiа-
фiзарним типом фжсацИ на рiзних ршнях шстковомозкового каналу стегново! истки. MaTepi&rn i методи. Методом кшцевих елеменпв здшснено чисельний аналiз напруженого стану стег-ново! тстки та йжки ендопротеза з метафiзарно-дiафiзарною фжсащею системи «ОРТЕН» на рiзних ршнях ïï фжсацп в шст-ковомозковому каналi стегново! шстки щд дieю функцшних
навантажень для прогнозування експлуатацшно! надiйностi ендопротеза. Пщ час фжсацп ендопротеза роз]шри каналу в об-ластi фжсацп бралися на 1 мм менше розмiру нiжки iмплантата. Результата. Розрахунки доводять, що напружений стан шжки еидопротеза визначаеться поеднанням згинального моменту у фронтальнш площин й сили стиснення в осьовому напрямi. 1з латерально! сторони нiжки i шийки формуються напруження, що розтягують, а з медiальноl — що стискають, абсолютна величина розтягуючих напружень на одному й тому ж рiвнi нiжки дещо менша, нiж стискаючих. Значення напружень на латераль-нiй та медiальнiй сторонi в!^зняються в середньому на 8 %. Ви-явлено, що для такого виду тжки ендопротеза тазостегнового суглоба найнебезпечншим е дiафiзарний тип фжсацп, оск1льки може сприяти «втомленому» перелому н1жки, зокрема малого розмiру. При метафiзарному типi фжсацп, а також ожр на калькар значення напружень значно знижуються. З'ясовано, що з латерально! сторони к1стки виникають розтягуючi напруження, а з медiальноl — стискаючi (розтягуючi напруження менше стискаючих на 13 %). За умов дiафiзарного, дiафiзарно-дисталь-но-метафiзарного типiв фжсацп значна частина навантаження
на введену нiжку обходить проксимальну частину стегново! к1стки й передаеться безпосередньо на п дiафiз, унаслщок чого можливий розвиток проксимального stress-shielding-ефекту i гшертрофп кiстки. При моделювант установки ендопротеза в канал стегново! к1стки площа контакту 1мп^антату з юсткою чiтко визначаеться типом фжсацп нгжки ендопротеза. Розрахунки доводять, що прийнятна картина розподiлу напружень в стегновш кiстцi досягаеться, якщо площа контакту нiжки ендопротеза з исткою > 50 %. Висновки. Залежно вщ р1вня фжсацп в стегновш кiстцi прямо! ншки квадратного профiлю ендопротеза системи «ОРТЕН» з метафiзарно-дiафiзарним типом фжсацп екшвалентт напруження за Мiзесом в ендопротезi змшюються в межах вщ 30,6 до 195 МПа, а в юстковш тканинi !х змши — вщ 6,4 до 7,9 МПа (незначт). У випадку дiафiзарноl фжсацп нш-ки ендопротеза даного виду можлива концентрац1я напружень у дистальному вiддiлi кiстки, що призводить до ц гшертрофп й розвитку stress-shielding-ефе'кту.
Ключовi слова: ендопротезування, стегновий компонент ендопротеза тазостегнового суглоба, стегнова истка, чисельне моделювання, напружений стан, метод кшцевих елеменпв.
Loskutov O.O.1, Levadnyi Ye.V.2
1Dnipropetrovsk Medical, Dnipropetrovsk
2Dnipropetrovsk National University named after Oles Honchar, Dnipropetrovsk, Ukraine
ANALYSIS OF THE STRESS STATE OF THE «HIP — IMPLANT» SYSTEM ELEMENTS IN FUNCTIONAL LOADS ON HIP
ENDOPROSTHESIS
Summary. Despite the high performance of hip replacement, we should take into account the negative consequences associated with a violation of the biomechanical balance in «bone — endoprosthesis» system during its operation, and in particular of the femoral component. Objective of the study: analysis of the stress state of the femur and stem of prosthesis with metaphyseal-diaphyseal fixation type at different levels of femoral medullary canal. Materials and methods. Using finite element method, there has been carried out the numerical analysis of the stress state of the hip and stem of prosthesis with metaphyseal-diaphyseal fixation of ORTEN system for different types of its fixation in the medullary canal of the femur, under the influence of functional loads to predict the operational reliability of the endoprosthesis. When fixing the implant, dimensions of the canal in the place of fixation were taken 1 mm smaller than the size of stem of prosthesis. Results. Calculations have shown that stress state of stem of prosthesis is determined by a combination of bending moment in the frontal plane and the compression force in the axial direction. On the lateral side of stem and neck, there are formed tensile stresses, and on medial one — compressive, and the absolute value of the tensile stress at the same level of the stem is somewhat smaller than compressive. The values of the stress on the lateral and medial sides differ on average by 8 %. It was found that for this type of stem of hip prosthesis, diaphyseal type of fixation is the most dangerous one, because it can lead to a stress fracture of the stem, especially small. In me-
taphyseal fixation type, as well as in support on calcar, stress values are significantly reduced. It was discovered that from the lateral side of the bone, tensile stresses occur, and from the medial one — compressive (tensile stress is 13 % less than compressive one). In diaphyseal, as well as in diaphyseal-distal-metaphyseal type of fixation, the most of the load on the stem bypasses the proximal femur and is transmitted directly to its diaphysis, thereby development of the proximal stress-shielding effect and bone hypertrophy become possible. When modeling the positioning of endoprosthesis in the femoral canal, the area of implant contact with the bone is strictly determined by the type of fixation of the prosthesis stem. Calculations have shown that an acceptable situation of the distribution of stresses in the femur is achieved when the area of the contact of endoprosthesis stem with the bone is > 50 %.
Conclusions. Depending on the level of fixation in the femoral bone of the square section of endoprosthesis by ORTEN system with metaphyseal-diaphyseal fixation type, Mises equivalent stresses in the endoprosthesis vary widely from 30.6 to 195 MPa, and in the bone tissue their changes are minor — from 6.4 to 7.9 MPa. In case of diaphyseal fixation of stem endoprosthesis of this type, there is a possibility of stress concentration in the distal bone, which leads to its hypertrophy and the development of stress-shielding effect.
Key words: arthroplasty, femoral component of the hip endopros-thesis, femoral bone, numerical simulation, stress state, finite element analysis.
