CC BY
17
I
Орипнальы досл1дження
Original Researches
Травма
УДК 617.583-089.843-77:616.718-002.77-007.56 DOI: 10.22141/1608-1706.1.19.2018.126665
Лазарев I.A., Бабко А.М., Автомеенко G.M., Скибан М.В. ДУ «1нститут травматологи та ортопедИ НАМН Украни», м. Кив, Украна
я ш w ■ и ■
Бюмехашчнии анал13 умов функцюнування ендопротеза колшного суглоба при вальгусних деформащях кшщвки у хворих на ревматоТдниИ артрит
Резюме. Актуальнсть. УраженняколНного суглоба (КС) при ревмато1дному артрит (РА) супроводжуеться фор-муванням контрактур i розвитком дискордантних деформаций нижнх юнц/вок що, 3i свого боку, призводять до частково! або повно! втрати функц/! юнц/вки. Анал/з даних втчизняно! та заруб/жно! лтератури св/дчить про те, що питанню пато- i механогенезу фронтальних деформац/й кол/нних суглоб/в у хворих на РА прид/ляеться недостатня увага, умови функцюнування ендопротеза КС з наявн/стю вальгусних та варусних деформац/й юнц/вки у хворих на РА мало вивчен/. Мета роботи: вивчити можливосп функц/онування ендопротеза КС при компенсац! дефект/в виростюв великогом/лково! к/стки за допомогою к/сткових трансплантат/в чи металевих аугмент/в при р/зних величинах вальгусноI деформацИ у хворих на РА; вивчити поведнку та стаб/льн/сть б'/омехан/чно! модел/ «к/стка — ен-допротез» при компенсац/! дефекту зовн/шнього виростка великогом/лково! юстки юстковим автотрансплантатом чи металевим аугментом 5,10 та 15 мм. Матерали та методи. На основ/ КТ-скан'/в створен/ /м/тацйн комп'ютерн'/ модел/ КС, що налчували елементи з р/зними механ/чними властивостями — стегнова к/стка, феморальний компонент ендопротеза, пол/етиленова вставка, тивальний компонент ендопротеза та великогом'шова к/стка. За допомогою програмного пакета SolidWorks побудовано /м/тац/йн модел/ КС за умов його вальгусно! деформацИ за наявност/ трансплантата виростка великогом/лково! Истки 5,10 та 15 мм '/з к/стково! тканини та металу (аугмент). Подальш/ розрахунки напружено-деформованого стану модел/ зд/йснювали методом сюнченних елементт'/в у програмномупакет/ ANSYS (чисельний метод). Результат. П'/д д/ею навантаження наявн/сть юсткового трансплантата 5,10 та 15 мм призводила до зб/льшення на близько 20 % значень напружень на стегнов/й к/стц/ з локал/зац/ею по контуру контакту з феморальним компонентом ендопротеза. На тиб/альному компонент/ ендопротеза показ-ники напружень зросли на 77 % за наявност/ юсткового трансплантата 5 мм та поступово зменшувались до 66 % при звльшенн його розм/ру до 15 мм. Наявн/сть юсткового трансплантата 5,10 та 15 мм призводила до зб/льшення значень напружень на великогом/лков/й Истц майже у 2 рази з локал/зац/ею в метадаф/зарнй зон/ кортикально! к/стки. Основне зб/льшення показник/в напружень в/дбувалося на плато великогом/лково! юстки з локал/зац/ею по контуру тиб/ального компонента ендопротеза, де наявн/сть юсткового трансплантата призводила до зб/льшення значень в/д 65 % при його розм'/рах5 мм майже в 3 рази — до 15 мм. П'/д д/ею навантаження наявн/сть металевого аугмента для зам/щення дефекту латерального виростка великогом/лково! к/стки розм/ром 5 та 10 мм призводила до зростання значень напружень на стегнов/й к/стц/ на 20 % '/з наступним !хзниженням до 5 % при розм'/р/15 мм. За наявност/ металевого аугмента 5,10 та 15 мм значення напружень зменшувались на феморальному компонент/ ендопротеза на 37-40 %. Наявн/сть металевого аугмента 5,10 та 15 мм обумовила значне п'/двищення показник/в напружень на тиб'/альному компонент/ ендопротеза—у 9,10 та 12 раз/в в/дпов/дно. Наявн/сть металевого аугмента 5 та 10 мм призводила до зб/льшення значень напружень на великогом/жов/й к/стц/ на 95-97 %, а при збльшенн розм/ру трансплантата до 15 мм — на 69 %. Наявн/сть металевого аугмента 5 мм та зб/льшення його розм/ру до 10 та 15 мм призводили до п'/дрищення показник/в напружень на плато великогом/лково! к/стки на 38, 10 та 8 % в/дпов/дно. Висновки. Збльшення показник/в напружень на д/лянц/ плато великогом/лково! к/стки з перевищенням гранично допустимих значень при застосуванн/ юсткового трансплантата розм/ром 10 та 15 мм е фактором роз-витку явищ нестаб/льност/ тиб/ального компонента ендопротеза. Для зам/щення дефекту зовн/шнього виростка великогом/лково!к/стки до 6,1 мм доц/льно застосування юсткового трансплантата. Дефекти б/льшого розм/ру по-требують застосування металевого аугмента.
Ключовi слова: ревмато!дний артрит; колнний суглоб; вальгусна деформац/я; ск/нченно-елементтне моделю-вання; напружено-деформований стан
© «Травма» / «Травма» / «Trauma» («Travma»), 2018
© Видавець Заславський О.Ю. / Издатель Заславский А.Ю. / Publisher Zaslavsky O.Yu., 2018
Для кореспонденцп: Лазарев 1гор Альбертович, ДУ «1нститут травматологи та ортопедп НАМН УкраТни», вул. Бульварно-Кудрявська, 27, м. КиТв, 01601, УкраТна; e-mail: [email protected] For correspondence: I. Lazarev, State Institution "Institute of Traumatology and Orthopaedics NAMS of Ukraine", Bulvarno-Kudriavska st., 27, Kyiv, 01601, Ukraine; e-mail: [email protected]
Вступ
Ревмато!дний артрит (РА) як системне автоiмунне захворювання сполучно! тканини оргашзму, що су-проводжуеться прогресуючим хронiчним перебiгом iз переважним ураженням суглобiв, розвитком тяжких необоротних деформацш, значними порушеннями !х функци, призводить до втрати працездатностi та шва-лiдностi [1].
Останнiм часом в Укра!ш спостерiгаеться зростання кiлькостi хворих на ревмато!дний артрит. Рiчна захво-рюванiсть становить близько 0,02 %, а тсля 10 рокiв хвороби 50 % хворих втрачають працездатнють внасль док ортопедичних проявiв, iз них 20 % прикугi до лiжка та потребують постiйного нагляду. Переважно хворь ють жшки середнього вшу (в 3—4 раза частше за чоло-вiкiв). Кшьюсть випадыв захворювання пiдвищуеться з вiком. Збтьшення випадкiв смертностi обумовлене високою частотою супутшх захворювань (артерiальна гiпертензiя, атеросклеротичне ураження судин, остео-поротичнi переломи, шфекци та iн.).
До появи нових методiв лiкування бiльше 40 % хворих на РА протягом перших 5 роив ставали швалщами.
За даними рiзних автс^в [2—5], ураження колшного суглоба (КС) у хворих на РА спостертаеться вщ 10 до 30 % у термш до 5 роыв вiд початку захворювання.
Ураження КС при РА супроводжуеться формуван-ням контрактур та розвитком дискордантних деформацш нижшх юнщвок, що, зi свого боку, призводять до частково! або повно! втрати функци кшщвки [5]. Валь-гусна та варусна деформащя КС належить до числа складних фронтальних деформацiй нижньо! юнщвки. Фронтальш деформацй з часом (залежно вiд ступеня деформацй) призводять до руйнування зовшшньо! або внутршньо! пари виростыв колiнного суглоба (стег-нова та великогомшкова кiстка) з подальшою шваль дизацiею хворих [6, 7]. Етюлопчш фактори виникнен-ня i прогресування вальгусно! та варусно! деформацй рiзноманiтнi. Проте, як вiдзначалося багатьма дослщ-никами [2, 8, 9], останшм часом найчастiшою причиною розвинення фронтальних деформацш колшного суглоба е порушення рiвноваги мiж бюлопчною уста-ленiстю тканин i мехашчним !х навантаженням. Стан тканин суглоба залежить здебiльшого вiд величини на-вантаження на них, нiж вщ метаболiчних причин, що було шдтверджено низкою дослiдникiв. Дослiдження вiтчизняних i закордонних авторiв [5, 6, 10—13] свщ-чать, що при розвитку функцюнально невигiдних деформацiй колiнних суглобiв значення хiрургiчно! допомоги суттево збтьшуеться. На пiзнiх стадiях захворювання усунути численш деформацй та вщновити опорно-рухову функцiю колiнних суглобiв та нижшх кшщвок можливо лише за допомогою ендопротезу-вання. Аналiз даних лггератури свiдчить, що питання функцюнування ендопротеза КС в умовах вальгусних та варусних деформацiй колiнного суглоба при замь щеннi дефекту у хворих на РА висвгтлеш недостатньо. Дана робота е продовженням власних дослщжень у на-прямку вивчення поведшки елементiв ендопротеза КС у дано! категори хворих [14]. Мета роботи: вивчити
можливостi функцiонування ендопротеза КС при ком-пенсацй' дефекту виростка великогомшково! истки за допомогою ысткових трансплантатiв чи металевих ауг-ментiв при рiзних величинах вальгусно! деформацй' у хворих на ревмато!дний артрит.
Матер1али та методи
На початковому еташ за допомогою програмного пакета SolidWorks створено iмiтацiйнi комп'ютернi моде-лi КС (рис. 1а) з ендопротезом, що нал1чували елемен-ти з рiзними мехашчними властивостями — стегнова кiстка (рис. 1б), феморальний компонент ендопротеза (рис. 1в), полiетиленова вставка (рис. 1г), тибiальний компонент ендопротеза (рис. 1г) та великогомiлкова кiстка (рис. 1д). М'якотканиннi структури КС у моделi не враховувались.
На наступному еташ побудовано iмiтацiйнi моделi КС в умовах його вальгусно! деформацй' з наявнютю замюного трансплантата виростка великогомшково! кiстки 5, 10 та 15 мм iз ыстково! тканини та металу (аугмент).
Подальшi розрахунки напружено-деформованого стану (НДС) моделi здiйснювали методом скшчен-них елементiв (МСЕ) у програмному пакета ANS YS. У розрахунках застосовували фiзичнi властивостi та межi мщноста ыстково! тканини, медично! сталi та по-лiетилену, що отриманi з лггературних джерел [15—18] (табл. 1). Перевищення цих показникiв вiдповiдного елемента моделi свiдчить про перевищення меж його мiцностi та можливу руйнацш.
У програмному середовищi ANSYS у нашвавтома-тичному режимi згенеровано скшченно-елементну модель КС (рис. 2), яка нал1чувала 478 303 вузли та 286 093 елементи, що е достатшм для забезпечення необхшно! точностi розрахунив. У найбiльш важливих перехiдних дiлянках моделi з рiзними механiчними властивостями скiнченно-елементна сiтка згущувалась для шдвищен-ня точностi розрахуныв.
Для моделi завдано такi граничш умови (рис. 3):
— по площиш (А) введено жорстке закршлення;
— по площинi (В) модель навантажено силою 700 Н, що вщповщае май тша людини 70 кг.
Аналопчно побудовано моделi для визначення НДС в умовах вальгусно! деформацй' нижньо! кшщвки для рiзних вертикальних розмiрiв дефекту латерального виростка великогомшково! ыстки (5, 10, 15 мм) iз за-стосуванням трансплантата з ыстково! тканини та аугмента (рис. 4).
Результати та обговорення
На початковому етапi проведено розрахунки НДС моделi КС з ендопротезом без фронтальних деформацш кшщвки (рис. 5), отримаш значення яких взято для здшснення порiвняльного аналiзу при застосуваннi трансплантата 5, 10 i 15 мм iз кiстково! тканини та металу (аугмент). На рис. 5а можна спостериати локалiза-цiю максимальних напружень на загальнш моделi КС без фронтальних деформацш кшщвки з показниками атах = 29,15 МРа на феморальному компонентi ендо-
протеза, у зон1 иого контакту з полютиленовою вставкою по переднш поверхн1 КС. Максимальн1 дефор-маци (рис. 5б) також зосереджеш в т1И сам1И д1лянц1 контакту, але локал1зуються на пол1етиленов1И встав-ц1 — ешах = 0,0007 мм, оскшьки ii модуль пружност е набагато меншим, н1ж у сталь
На шших елементах модел1 КС напруження та де-формаци розпод1лилися так.
Стегнова кстка (рис. 6): показники максимальних напружень — ашах = 10,67 МРа локал1зуються в дтян-ц1 латерального виростка, в мющ контакту стегново'1 ыстки з краем феморального компонента ендопротеза,
вони е локальними (точковими), а взагал1 на модел1 напруження не перевищують показник 1,84 МРа. Показники максимальних деформацш локал1зуються в т1И же д1лянц1 модел1 з показниками ешах = 0,0006 мм.
Феморальний компонент ендопротеза (рис. 7): показники максимальних напружень — ашах = 29,15 МРа локал1зуються в дшянщ контакту внутршнього краю феморального компоненту ендопротеза з1 стегновою к1сткою, i вони е локальш (точков1), а взагал1 на моде-л1 напруження не перевищують 4,16 МРа. Показники максимальних деформацш локалiзуються в тш же да-лянцi моделi з показниками е = 0,00015 мм.
тах "
Рисунок 1.1м!тац1йна eD-модель КС з ендопротезом Таблиця 1. Ф1зичн1 властивост к!стково/ тканини та елемен^в ендопротеза
Тип кютки Модуль Юнга, Ра Коефiцieнт Пуассона Границi мщносл, МРа
Кортикальний шар 17,6 е9 0,3 12
Спонгюзний шар 5,0 е8 0,28 3,5
Медична сталь (12 х 18Н10) 2 е11 0,3 586
Полiетилен 1,76 е9 0,45 113
Полiетиленова вставка (рис. 8): показники макси-мальних напружень — ашах = 1,43 МРа рiвномiрно роз-подiленi по площi контакту з феморальним компонентом ендопротеза i варiюють в дiапазонi 0,34—1,43 МРа, що не перевищуе межi мщносп матерiалу. Показники максимальних деформацш — ешах = 0,0007 мм (рис. 8б).
Тибiальний компонент ендопротеза (рис. 9): показники максимальних напружень — ашах = 9,71 МРа локаль зуються в дшянщ контакту металу з великогомiлковою юсткою, що не перевищуе меж1 мщносл матерiалу. На рис. 9б можна спостерiгати локалiзацiю максимальних деформацiй на даному елемент моделi з показниками е = 0,00004 мм.
тах "
Рисунок 4.1м!тац1йна 3D-модель КС з ендопротезом при вальгуснй деформацп к!нц!вки ¡з замщенням дефекту виростка великогомлково '1 к!стки трансплантатом 5, 10, 15 мм (а, б, в)
Я.»
а) о = 29,15 МРа б) £ = 0,0007 мм
' тах ' ' тах '
Рисунок 5. НДС моделi КС з ендопротезом без фронтальних деформа^й кн^вки: напруження (а) та деформаци (б)
Рисунок 6. Показники напружень (а) та деформацй (б) на стегновiй кстц
а) о = 29,15 МРа
тах
б) £ = 0,00015 мм
Рисунок 7. Показники напружень (а) та деформа^й (б) на феморальному компонентi ендопротеза
а) о = 1,43 МРа
тах
б) £тах = 0,0007 мм
Рисунок 8. Показники напружень (а) та деформац '/й (б) на пол'етиленовй вставщ ендопротеза
а) о = 9,71 МРа
' тах '
б) £ = 0,00004 мм
Рисунок 9. Показники напружень (а) та деформаций (б) на тибiальному компонент/ ендопротеза
а) о
т
¡5,1»
= 4,91 МРа
25,00 75,00
б) £тах = 0,0003 мм
Рисунок 10. Показники напружень (а) та деформа^й (б) на великогом'шковш к/стц/
а) о = 1,85 МРа
тах
б) £тах = 0,0001 мм
Рисунок 11. Показники напружень (а) та деформаций (б) на плато великогомлковоI к!стки
Рисунок 12. Загальнi перемiщення (Total Deformation) модел'1 КС з ендопротезом
Розм'р трансплантата
■ g 2 ^ 0
ив но зк
.о
g. 5
I 1 °
ни ан та,
I
I £ £
м то а и ст л сап
кс за с
аи н
м и а м р р
^ 5
ан зе
«в
s I
5 мм
10 мм
15 мм
45, М
о = 18,00 МРа
тах
45,00
18,33 МРа
18,14 МРа
Рисунок 13. НДС цлоi модел'1 КС з ендопротезом при вальгуснiй деформацИ к'/нц'/вки при застосуванн ксткового трансплантата та аугмента
о
о
тах
тах
Розм'р трансплантата
н н
а
ува
с
тос
с а з
п а, ьт нн ее
5 мм
10 мм
15 мм
м симм
кси
а м
.к
«¡3 за
8
ру ра
за л
£ 1 вата,
су тат о нт
та сл ап з сп
и н ра
пр тра !« 5
оф 4 £
£
н
з
каз
о п
I
ь
аль
има
;§
ре п м
ц
а рм
п
- о
к
3
Отах = 87,07 МРа
Тур«! Еяим(м* Е>а ипгЬ тт/тт Т*пе:1 С и Лот
£тах = 0,00009 мм
£ = 0,0011 мм
тах '
Отах = 97,31 МРа
£ф<гл1е1* Е1а5Йс Эт Тур*: Ечслч!«« Еи«>« 11г>Л: тт/тт Ттк 1 СиЛот
£тах = 0,0015 мм
£ = 0,0011 мм
тах '
Отах = 120,70 МРа
45 .И
= 0,00094 мм
пх
, = 0,00094 мм
Рисунок 13 (зак'/нчення)
£
тах
£
а) Ста, = 12,80 МРа б) о_ = 18,14 МРа
в) от„ = 1,98 МРа
г) Отах = 16,16 МРа
А: bone
Equivalent Sbreli 7 Typt: Eqyiwiltrrt fcron-Мв«)
Unit MPi TirtVE 1
CülttMTl
Г) о = 9,52 МРа
тах
д) о = 5,79 МРа
тах
е) о = 1,45 МРа
' тах '
Рисунок 14. Локал'защя показник!в максимальних напружень на елементах модел! при застосуванн! трансплантата 15 мм з к1стково/ тканини: а) стегнова к!стка; б) феморальний компонент; в) пол!етиленова вставка; г) тиб!альний компонент ендопротеза; Г) великогомлкова кстка; д) плато великогомлково'1 к!стки; е) трансплантат '¡з кютково/ тканини
а) о = 11,25 МРа б) о = 17,42 МРа в) о = 1,56 МРа
' тах 7 ' тах 7 ' тах 7
г) о = 120,70 МРа
' тах '
& Stttk Structural
EquMkflt Эи! s 7 Type; f quwtlcn* (vci
Г) О тах = 8,29 МРа
д) Отах = 1,99 МРа
> О,IM8125 Min
е) Отах = 14,53 МРа
Рисунок 15. Локал'защя показник!в максимальних напружень на елементах модел'1 при застосуваннi трансплантата 15 мм зi стали а) стегнова кстка; б) феморальний компонент; в) пол!етиленова вставка; г) тиб!альний компонент ендопротеза; Г) великогомлкова кстка; д) плато великогомлково'1 кстки; е) трансплантат з/ стал!
T«M Dtfgan#ioA T^t: T«»l OtioJmHwn Unit: mm
а) A = 0,1165 мм
в) A = 0,112 мм
б) A = 0,036 мм
г) A = 0,0344 мм
Рисунок 16. Загальн перем1щення (Total Deformation) для yciei моделi КС з ендопротезом та загальн перемiщення тибального компонента ендопротеза при вальгусн'/й деформацИ юн^вки
з кстковим (а, в) та металевим (б, г) трансплантатом
Рисунок 17. Перерозподл показни^в напружень на елементах моделi залежно вд величини трансплантата з кстковоi тканини (1 — без трансплантата, 2 — 5 мм, 3 — 10 мм, 4 — 15 мм)
Великогомыкова шстка (рис. 10): показники максимальных напружень — атах = 4,91 МРа локалiзуються в метадiафiзарнiй дiлянцi великогомшково! истки по 11 медiальнiй noBepxni. На рис. 10б можна спостерiгати локалiзацiю максимальних дефоpмацiй у тш же далянщ моделi з показниками е = 0,0003 мм.
тах '
Плато великогомшково! кстки (рис. 11): показники
максимальних напружень — а
1,85 МРа локаль
зуються по задньому краю плато медiального вирос-тка великогомшково! к1стки i зменшуються до центра моделi, що не перевищуе меж мiцностi юстково! тканини. На рис. 11б можна спостертати локалiзацiю максимальних дефоpмацiй у тш же дiлянцi моделi з по-казниками е = 0,0001 мм.
тах '
На рис. 12а подаш максимальнi значення загаль-них пеpемiщень (Total Deformation) уше! моделi —
140
120
га CL
100
ш *
>
о.
с га т
г
rt
Я!
^
О
с.
80
60
40
20
/ —T—---'
Ir m--- -!-
- Стегнова KicTKa
■ Полгетиленова вставка -Гомткова кустка
- Вставка
3 4
■ Металевий елемент ен до протеза стегново! кютки
■ Металевий елемент ендопротеза гомтковоТ метки - Плато гомтково! гастки
Рисунок 18. Перерозподл показниюв напружень на елементах моделi залежно вд величини трансплантата 3i сталi (1 — без трансплантата, 2 — 5 мм, 3 — 10 мм, 4 — 15 мм)
Рисунок 19. Перерозподл показни^в напружень на плато великогомшково'^ юстки при застосуванн трансплантата з кстково'1 тканини та металевого аугмента 0-15 мм
Д = 0,089 мм та максимальш значення перемiщень ти-бiального компонента ендопротеза — Д = 0,035 мм.
Показники напружень та деформацiй у моделi про-тезованого КС без фронтальних деформацш кiнцiвки розподiленi рiвномiрно по вшх елементах моделi, не перевищують межi мiцностi матерiалу, а показники перемщень вiдображають стабiльнiсть бюмехашчно! системи «ыстка — ендопротез». Отриманi значення НДС взято за референтш для подальшого порiвняль-ного аналiзу.
Локалiзацiя максимальних значень НДС на цiльнiй моделi КС з ендопротезом iз замщенням дефекту ви-ростка великогомшково! истки 5, 10, 15 мм ыстковим трансплантатом та аугментом при вальгуснш деформа-ци кiнцiвки подано на рис. 13. При застосуванш трансплантата 5 мм iз ыстково! тканини максимальш значення напружень зменшились порiвняно з моделлю без трансплантата з а = 29,15 МРа до а = 18,00 МРа,
г шах ' шах
що можна пояснити тим, що ыстковий трансплантат дае моделi бiльшу податливють iз розвантаженням ш-ших дтянок. Збiльшення розмiру кiсткового трансплантата до 10 мм призвело до незначного зростання показниыв напружень — до ашах = 18,33 МРа, а збть-шення розмiру трансплантата до 15 мм дещо зменшило попереднi значення напружень — до ашах = 18,14 МРа.
При застосуванш трансплантата 5 мм iз металу максимальш значення напружень збiльшились до ашах = = 87,07 МРа, що зумовлено прямим контактом мета-левих елеменпв моделi — тибiального компонента ендопротеза та аугмента. Напруження зростають саме на металевих конструкщях моделi з деяким розвантаженням Н кiсткових елементiв. При цьому значення напружень меншi за допустимi. Зi збiльшенням роз-
Mipy металевого трансплантата до 10 мм пдвищилися i показники напружень на моделi до ашах = 97,31МРа, а збтьшення розмiру трансплантата до 15 мм шдвищило значення напружень до ашах = 120,70 МРа, що, як i в попередньому випадку, зумовлено прямим контактом металевих елементiв модель
Змши значень напружень на кожному з елеменпв моделi окремо при збтьшенш розмiру кiсткового або металевого трансплантата з 5 до 15 мм, подано в табл. 2.
Локалiзацiя максимальних значень НДС на кожному елемента моделi КС з ендопротезом iз замщенням дефекту виростка великогомшково! к1стки 15 мм ыстковим трансплантатом та аугментом при вальгуснш де-формацй' ынщвки подано на рис. 14 та 15.
Значення загальних перемiщень (Total Deformation) для уше! моделi КС з ендопротезом та перемщень тибь ального компонента ендопротеза як критерш стабшь-ностi бюмехашчно! системи «ыстка — ендопротез» при вальгуснiй деформаци кiнцiвки iз застосуванням ыст-кового та металевого трансплантата подано на рис. 16. Як можна спостериати, щ значення вiдрiзняються не-суттево. За цими показниками стабiльнiсть забезпе-чуеться в обох випадках застосування трансплантата з рiзних матерiалiв (к1стка, метал).
Перерозподт показник1в напружень на елементах моделi залежно вiд величини трансплантата з ыстково'! тканини та металевого аугмента (5, 10 i 15 мм) можна спостериати на рис. 17 та 18. Аналопчний перерозпо-дт значень на плато великогомшково! ыстки наведено на рис. 19.
Пiд дiею навантаження наявнють к1сткового трансплантата 5, 10 i 15 мм призводила до збтьшення на близько 20 % значень напружень на стегновш ыстщ
Таблиця 2. Змши значень НДС на кожному з елеменпв модел'1 при збльшенн розм'/ру ксткового
або металевого трансплантата з 5 до 15 мм
Елемент моделi Напруження в моделi з вщсутнютю фронтально! деформацГ| нижньо'Г кiнцiвки, МРа Напруження в моделi з вальгусною деформащею нижньо'Г кiнцiвки, МРа
5 мм 10 мм 15 мм
Напруження, МРа Дефор-мацГГ, мм Юстка Сталь Юстка Сталь Кютка Сталь
Стегнова кютка 10,67 0,0006 12,68 12,83 12,79 12,78 12,80 11,25
Феморальний компонент ендопротеза 29,15 0,00015 18,00 18,32 18,33 18,25 18,14 17,42
Полiетиленова вставка 1,43 0,0007 1,96 1,72 1,98 1,72 1,98 1,56
Тибiальний компонент ендопротеза 9,71 0,00004 17,22 87,07 16,50 97,31 16,16 120,70
Гомткова кютка 4,91 0,0003 9,96 9,70 10,05 9,60 9,52 8,29
Плато гомтково! кютки 1,85 0,0001 3,06 2,55 4,86 2,04 5,79 1,99
Трансплантат - - 0,52 16,34 0,81 16,90 1,45 14,53
Перемiщення (Total Deformation)
Загальн для цтьно! моделi 0,089 0,1478 0,145 0,1488 0,1445 0,1486 0,1246
Загальн для трального компонента ендопротеза 0,035 0,0604 0,0595 0,0607 0,0593 0,061 0,0592
з лок&тзащею по контуру контакту з феморальним компонентом ендопротеза. Цi напруження можуть призвести до незначно! крайово! руйнаци ыстково! тканини в дтянщ контакту, що не е принциповою в забезпеченш стабiльностi бюмехашчно! системи «ыст-ка — ендопротез». На феморальному компонентi ендо-протезу значення напружень зменшувались на 38 % за наявноста ысткового трансплантата. Змши його розмь ру в дiапазонi 5—15 мм не викликали суттевих змiн по-казникiв напружень (± 1 %). На полiетиленовiй вставцi показники напружень збiльшувались на 38 % незалеж-но вiд розмiру кiсткового трансплантата. На тибiаль-ному компонента ендопротеза показники напружень тдвищилися на 77 % за наявноста ысткового трансплантата 5 мм та поступово зменшувались до 66 % при збтьшенш його розмiру до 15 мм. Наявшсть ысткового трансплантата 5, 10 i 15 мм призводила до зростання майже у 2 рази значень напружень на великогомтковш ыстщ з локалiзацiею в метадiафiзарнiй зонi кортикаль-но! кустки. Основне зростання показниыв напружень вiдбувалося на плато великогомтково! кiстки з локаль зацiею по контуру тибiального компонента ендопротеза, де наявшсть ысткового трансплантата призводила до шдвищення значень вт 65 % при розмiрах 5 мм до значного зростання — майже у 3 рази — при 15 мм. Щ напруження можуть призвести до незначно! крайово! руйнаци ыстково! тканини в дiлянцi контакту, що не е принциповою в забезпеченш стабтьноста бюмехашчно! системи «ыстка — ендопротез».
Таким чином, при застосуванш ысткового трансплантата розмiром 10—15 мм вiдбувалося зростання значень напружень на майже ушх елементах модел^ якi перевищують меж! мщноста спонгюзно! ыстково! тканини в контактних дтянках, та саме на ыстковому трансплантатi — майже у 3 рази при розмiрi 15 мм, що може супроводжуватись !х руйнуванням вже при статичному навантаженш 1 масою тiла.
Шд дiею навантаження наявнiсть металевого аугмента для замщення дефекту латерального виростка великогомтково! кiстки розмiром 5 та 10 мм призводила до зростання значень напружень на стегновш ыстщ на 20 % з наступним !х зниженням до 5 % при розмiрi 15 мм. За наявноста металевого аугмента 5, 10 та 15 мм значення напружень зменшувались на феморальному компонента ендопротеза на 37—40 %. За наявноста металевого аугмента 5 та 10 мм втбувалось зростання на 20 % показниыв напружень на полiетиленовiй встав-щ, а збтьшення його розмiру до 15 мм, навпаки, при-зводило до зменшення показникiв напружень на 9 % порiвняно з показниками моделi КС без фронтальних деформацш. На тибiальному компонентi ендопротеза наявшсть металевого аугмента розмiром 5, 10 та 15 мм обумовила значне зростання показниыв напружень — у 9, 10 та 12 разiв втповтно. Таким чином, втбувався перерозподт навантаження з його переносом на тибь альний компонент ендопротеза, не перевищуючи меж мiцностi матерiалу. Наявшсть металевого аугмента роз-мiром 5 та 10 мм призводила до збтьшення значень напружень на великогомшковш ыстщ на 95—97 %, а при
збтьшенш розмiру трансплантата до 15 мм — на 69 %. Локалiзацiя напружень — метадiафiзарна зона корти-кально! ыстки. Наявшсть металевого аугмента 5 мм та збтьшення його розмiру до 10 та 15 мм призводили до птвищення показниыв напружень на плато великогомтково! ыстки на 38, 10 та 8 % втповтно. Зростання значень напружень власне на металевому аугмента при збтьшенш його розмiру з 5 до 15 мм не призводило до його перевантаження. Щ показники НДС не переви-щували меж допустимих для матерiалу зi сталi.
Критичною зоною моделi була дiлянка плато великогомтково! кiстки, що становила собою спонгiозну кiсткову тканину пт тибiальним компонентом ендопротеза, де власне i розмiщувався кiстковий трансплантат або металевий аугмент. Зростання показниыв напружень iз перевищенням гранично допустимих значень у цш дтянщ при застосуванш саме ысткового трансплантата розмiром 10 та 15 мм е фактором можливого руйнування ыстково! тканини з розвитком явищ нестабтьноста тибiального компонента ендопротеза. Зростання показниыв напружень на моделi втбуваеться в основному за рахунок переносу навантаження на металевi елементи ендопротеза та металевий аугмент. Незважаючи на це, значення напружень не сягають меж допустимих, i тому можна стверджува-ти, що вони повнютю задовольняють умовам мщноста матерiалiв моделi.
Змiни показниыв загальних перемiщень як для цть-но! моделi, так i для тиб1ального компонента ендопротеза не втображали будь-яких суттевих вiдмiнностей при застосуванш ысткового трансплантата або металевого аугмента розмiром 5, 10 та 15 мм, тобто суттево! втрати стабтьноста бюмехашчно! моделi «ыстка — ендопротез» не втбувалося.
Зазначеш показники НДС вiдображують та значення, що виникають при навантаженш 1 масою тта пт час одноопорного стояння (статичнi умови). При ходьбi (динамiчнi умови) за рахунок ди м'язових сил колiнний суглоб навантажуеться додатково, сягаючи значень 3,5—4 мас тта. З урахуванням лшшноста задачi визначення показникiв НДС моделi КС згiдно iз збть-шенням навантаження в динамiцi при ходьбi втбува-тиметься пропорцiйне збтьшення показниыв НДС на елементах модел^ сягаючи значень, що перевищують межi мщноста тканин на втповтних дтянках.
Висновки
1. При ендопротезуваннi КС без фронтальних деформацш ынщвки показники напружень i деформацiй розподтеш рiвномiрно по всiх елементах моделi колш-ного суглоба, не перевищують меж мiцностi матерiа-лу, а показники перемщень вiдображають стабiльнiсть бюмехашчно! системи «ыстка — ендопротез».
2. Застосування для заповнення дефекту зовшшньо-го виростка великогомтково! кустки при вальгуснш деформаци кiнцiвки ысткового трансплантата розмь ром 10 та 15 мм супроводжуеться зростанням значень напружень на майже ушх елементах модел^ яы перевищують меж мщноста спонгюзно! ыстково! тканини в
контактних дiлянках, та саме на юстковому трансплантат — майже в 3 рази, що може призводити до ix руйну-вання вже при статичному навантаженш 1 масою тiлa.
3. Зростання покaзникiв напружень на далянщ плато великогомiлковоi истки з перевищенням гранично допустимих значень при застосуванш исткового трансплантата розмiром 10 та 15 мм е фактором розвитку явищ нестaбiльностi тибiaльного компонента ендопро-теза.
4. Для замщення дефекту зовнiшнього виростка ве-ликогомiлковоi кустки до 6,1 мм при ендопротезуванш КС у хворих на РА доцiльне застосування исткового трансплантата. Дефекти бiльшого розмiру потребують використання металевого аугмента.
Конфлжт штерес1в. Автори заявляють про вщсут-нiсть конфлiкту iнтересiв при шдготовщ дaноi стaттi.
Список л1тератури
1. Танджа 1.М., Коваленко В.М., Лисенко T.I., Свшцщький А.С. Ревмаmологiя: Шдручник. — 2011. — 43 с.
2. Герасименко С.1. Ортопедичне лтування ревмато-гдного артриту при ураженнях нижшх шнщвок. — Кшв: Преса Украти, 2000. — 159 с.
3. Accuracy of image-free computer navigated total knee arthroplasty is not compromised in severely deformed varus knees / Maniwa K., Ishibashi Y., Tsuda E. et al. // J. Arthroplasty. — 2013. — Vol. 28(5). — P. 802-806.
4. Annual trends in knee and hip arthroplasty in rheumatoid arthritis 1998—2007/ Manrique Arija S., López Lasanta M., Jiménez Núñez F.G. et al. // Reumatol. Clin. — 2011. — Vol. 7(6). — P. 380-384.
5. Эндопротезирование крупных суставов нижних конечностей, при их одновременном поражении, у больных ревматоидным артритом / С.И. Герасименко, М.В. По-лулях, А. С. Герасименко / Материалы IV Евразийского конгресса травматологов-ортопедов (Бишкек, 27—30 авг. 2014 г.) // Центр.-Азиат. журн. серд.-сосуд. хирургии. Спецвып. — 2014. — № 12. — С. 199-200.
6. Особливостi ендопротезування колшних суглобiв при нестабiльностi в сагтальнш площиш / За.щний 1.М., бвсеенко В.Г. // Збiрник наукових праць XV зИзду орто-педiв-травматологiв Украши. — Днтропетровськ: Лiра, 2010. — С. 169.
7. Змни динамiчних характеристик у суглобах нижньог шнщвки до та псля ендопротезування колнного сугло-
ба у хворих на ревматогдний артрит / Герасименко С.1., Полулях М.В., Рой 1.В. та iH. // Травма. — 2015. — Т. 16, № 5. — С. 53-58.
8. Опыт 500 тотальных эндопротезирований коленного сустава / Чрагян Г.А., Загородний П.В., Нуждин В.И. и др. // Вестник травматол. и ортопедии им. Н.Н. Приорова. — 2012. — № 2. — С. 40-47.
9. Особливостi формування контрактур та деформацш великих суглобiв нижшх ктщвок у хворих на ревматогд-ний артрит /Герасименко С.1., Полулях М.В., Бабко А.М. та т. // Актуальш питання сучасног ортопеда та травматологи: Мат-ли II Укр. наук. симпоз. з бшмехашки. — Днтропетровськ, 2015. — С. 111-112.
10. Clinical comparison of valgus and varus deformities in primary total knee arthroplasty following midvastus approach / Chou P.H., Chen W.M., Chen C.F. et al. // J. Arthroplasty. — 2012. — Vol. 27(4). — P. 604-612.
11. Complex Primary Total Knee Arthroplasty: Long-Term Outcomes/Martin J.R., Beahrs T.R., Stuhlman C.R., Trousdale R.T. // J. Bone Joint Surg Am. — 2016. — Vol. 98(17). — P. 1459-1470.
12. Effects ofReduction Osteotomy on Gap Balancing During Total Knee Arthroplasty for Severe Varus Deformity / Niki Y., Harato K., Nagai K. et al. // J. Arthroplasty. — 2015. — Vol. 30(12). — P. 2116-2120.
13. Fewer and older patients with rheumatoid arthritis need total knee replacement / Skytta E.T., Honkanen P.B., Eske-linen A. et al. //Scand. J. Rheumatol. — 2012. — Vol. 41(5). — P. 345-349.
14. Бшмехашчний аналiз умов функщонування ендопро-теза колЫного суглоба при варусних деформащях кЫщвки у хворих на ревматогдний артрит / I.A Лазарев, 6.М. Авто-меенко, A.M. Бабко та irn // Травма. — 2017. — Т. 18, № 6.
15. Maganaris C.N. Paul J.P. In vivo human tendon mechanical properties // Journal of Physiology. — 1999. — 521. — 1. — Р. 307-313.
16. Kubichek М., Florian Z. Stress strain analysis of Knee joint // Engineering Mechanics. — 2009. — 5(16). — Р. 315322.
17. http://www.camelotplast.ru/info/polietilen-visokogo-dav-leniya.php
18. Compressive strength of tibial cancellous bone // Hvid I., ChristensenP., Andergaard J., Christensen P.B., Larsen C.G.// Acta Orthop. Scand. — 1983. — 54. — P. 819-825.
Отримано 18.01.2018 ■
Лазарев И.А., Автомеенко Е.Н., Бабко А.Н., Скибан М.В.
ГУ «Институт травматологии и ортопедии НАМН Украины», г. Киев, Украина
Биомеханический анализ условий функционирования эндопротеза коленного сустава при вальгусных деформациях конечности у больных ревматоидным артритом
Резюме. Актуальность. Поражение коленного сустава (КС) при ревматоидном артрите (РА) сопровождается формированием контрактур и развитием дискордартных деформаций нижних конечностей, которые, в свою очередь, приводят к частичной или полной потере функции конечности. Анализ данных отечественной и зарубежной литературы свидетельствует о том, что вопросу пато- и механогенеза фронтальных деформаций колен-
ных суставов у пациентов с РА уделяется недостаточное внимание, условия функционирования эндопротеза КС с наличием вальгусной и варусной деформаций конечности у больных РА мало изучены. Цель работы: изучить возможности функционирования эндопротеза КС при компенсации дефектов мыщелков большеберцовой кости с помощью костных трансплантатов или металлических аугментов при различных величинах вальгусной
деформации у больных РА; изучить поведение и стабильность биомеханической модели «кость — эндопротез» при компенсации дефекта наружного мыщелка большеберцовой кости костным автотрансплантатом или металлическим аугментом 5, 10 и 15 мм. Материалы и методы. На основе КТ-сканов созданы имитационные компьютерные модели КС, которые насчитывали элементы с различными механическими свойствами — бедренная кость, феморальный компонент эндопротеза, полиэтиленовая вставка, тибиальный компонент эндопротеза и боль-шеберцовая кость. С помощью программного пакета SolidWorks созданы имитационные модели КС в условиях его вальгусной деформации с наличием трансплантата мыщелка большеберцо-вой кости 5, 10 и 15 мм из костной ткани и металла (аугмент). Дальнейшие расчеты напряженно-деформированного состояния модели осуществляли методом конечных элементов в программном пакете ANSYS (численный метод). Результаты. Под действием нагрузки наличие костного трансплантата 5, 10 и 15 мм приводило к увеличению приблизительно на 20 % значений напряжений на бедренной кости с локализацией по контуру контакта с феморальным компонентом эндопротеза. На тибиальном компоненте эндопротеза показатели напряжений выросли на 77 % при наличии костного трансплантата 5 мм и постепенно уменьшались до 66 % при увеличении его размера до 15 мм. Наличие костного трансплантата 5, 10 и 15 мм приводило к увеличению значений напряжений на большеберцовой кости почти в 2 раза с локализацией в метадиафизарной зоне. Основное увеличение показателей напряжений происходило на плато большеберцовой кости с локализацией по контуру тибиального компонента эндопротеза, где наличие костного трансплантата
приводило к увеличению значений от 65 % при размерах 5 мм до почти в 3 раза — при 15 мм. Под действием нагрузки наличие металлического аугмента для замещения дефекта латерального мыщелка большеберцовой кости размером 5 и 10 мм приводило к увеличению значений напряжений на бедренной кости на 20 % с последующим их снижением до 5 % при размере 15 мм. При наличии металлического аугмента 5, 10 и 15 мм значение напряжений уменьшалось на феморальном компоненте эндо-протеза на 37—40 %. Наличие металлического аугмента 5, 10 и 15 мм обусловило значительное повышение показателей напряжений на тибиальном компоненте эндопротеза — в 9, 10 и 12 раз соответственно. Наличие металлического аугмента 5 и 10 мм приводило к увеличению значений напряжений на большебер-цовой кости на 95—97 %, а при увеличении размера трансплантата до 15 мм — на 69 %. Наличие металлического аугмента 5 мм и увеличение его размера до 10 и 15 мм приводили к повышению показателей напряжений на плато большеберцовой кости на 38, 10 и 8 % соответственно. Выводы. Увеличение показателей напряжений на плато большеберцовой кости с превышением предельно допустимых значений при применении костного трансплантата размером 10 и 15 мм является фактором развития явлений нестабильности тибиального компонента эндопротеза. Для замещения дефекта наружного мыщелка большеберцовой кости до 6,1 мм целесообразно применение костного трансплантата. Дефекты большего размера требуют применения металлического аугмента.
Ключевые слова: ревматоидный артрит; коленный сустав; вальгусная деформация; конечно-элементное моделирование; напряженно-деформированное состояние
I.A. Lazarev, A.M. Babko, E.M. Avtomeenko, M.V. Skiban
State Institution "Institute of Traumatology and Orthopaedics of the NAMS of Ukraine", Kyiv, Ukraine
Biomechanical analysis of conditions of the functioning of knee endoprosthesis in valgus deformities in patients with rheumatoid arthritis
Abstract. Background. The defeat of the knee joint in rheumatoid arthritis (RA) is accompanied by the formation ofcontractures and the development of discordant deformities of the lower limbs, which, in turn, lead to a partial or complete loss of limb function. Analysis of the data of domestic and foreign literature suggests that the issue ofpathogenesis and mechanogenesis of frontal deformities of the knee joints in patients with RA is not paid enough attention, conditions for the functioning of the knee endoprosthesis in the presence of valgus and varus deformities of the limb in RA patients have been poorly studied. The purpose was to study the possibilities of functioning of the knee endoprosthesis with compensation of the tibial condyle defects by bone grafts or metallic augments in patients with rheumatoid arthritis and lower limbs valgus deformity, to study the function and stability of "bone — endoprosthesis" biomechanical model when compensating external tibia defect by bone graft or metal augmentation of 5, 10 and 15 mm. Materials and methods. On the basis of CT scans, 3D models of the knee were created. Using SolidWorks software package, simulation models of the knee in the conditions of its valgus deformation with the presence of 5, 10 and 15 mm bone graft and metal (augment) consisted of elements with different mechanical properties — the femur, femoral component of the endoprosthesis, polyethylene insert, tibial component of the endoprosthesis and the tibia have been created. Further calculations of the model's stress-strain state were carried out by the finite element method in the ANSYS software package. Results. Under the load, the presence of 5—10—15 mm bone graft resulted in an increase of about 20 % in the stress on the femoral bone, with the localization at the contour of contact with the femoral component of endoprosthesis. At the tibial component of the endoprosthesis, stress values increased by 77 % in the presence of
5 mm bone graft, but gradually decreased to 66 % with an increase of its size to 15 mm. At the tibia, the presence of 5—10—15 mm bone graft resulted in almost 2-fold increase in stress values, with localization in the meta-adjacent zone of cortical bone. The main increase in the stress occurred at the tibial plateau, with the localization at the contour of contact with the tibial component of endoprosthesis, where the presence of the bone graft resulted in stress increase from 65 %, if its size was 5 mm, to up to 3-fold increase with size of15 mm. Under the load, the presence of 5 and 10 mm metal augment to replace the lateral tibial defect resulted in an increase by 20 % in the stresses on the femur, followed by a decrease of up to 5 %, if augment size was 15 mm. At the femoral component of the endoprosthesis, in the presence of a 5—10— 15 mm metal augment, the values of stress decreased by 37—40 %. The presence of 5, 10 and 15 mm metal augment at the tibial component of the endoprosthesis resulted in a significant increase in stress indices — by 9, 10 and 12 times, respectively. At the tibia, the presence of 5 and 10 mm metal augment resulted in an increase in stress values by 95—97 %, and with 15 mm graft — by 69 %. The presence of 5 mm metal augment and increase in its size up to 10 and 15 mm resulted in corresponding increase in stresses by 38, 10 and 8 % at the tibial plateau. Conclusions. The growth of stress at the tibial plateau with exceeding of the maximum permissible values, when using bone grafts of 10 and 15 mm, is a factor for the development of the tibial component instability. To replace the defect of the external condyle of the tibia up to 6.1 mm, it is advisable to use bone graft. Larger size defects require using a metal augment.
Keywords: rheumatoid arthritis; knee joint; valgus deformity; finite element modeling; stress-strain state
