CC BY
22
I
Орипнальы досл1дження
Original Researches
Травма
УДК 617.583-089.843-77:616.718-002.77-007.55 DOI: 10.22141/1608-1706.6.18.2017.121187
Лазарев I.A., Автомеенко G.M., Бабко А.М., Скибан М.В.
ДУ «1нститут травматологи та ортопедн НАМН Укра'ни» м. Кив, Украина
я ш w ■ и ■
Бюмехашчнии анал13 умов функцюнування ендопротеза колшного суглоба при варусних деформащях кшщвки у хворих на ревматоТдниИ артрит
Резюме. Актуальнсть. Ураження коленного суглоба (КС) при ревмато'/дному артрит (РА) супроводкуеться формуванням контрактур i розвитком дискордантних деформаций нижнх юнц/вок як, в свою чергу, призво-дять до частковоÏ або повноÏ втрати функцИ юнц/вки. Ана^з даних втчизняноÏ та зарувжно! лтератури свдчить, що питанню пато- i механогенеза фронтальних деформаций КС у хворих на РА прищляеться недостатня увага, умови функцюнування ендопротеза КС за наявност вальгусних i варусних деформацй шцвки у хворих на РА мало вивчей. Мета роботи. Вивчення можливостей функцонування ендопротеза КС при компенсацИ дефекктв виростюв великогомлковоï юстки за допомогою юсткових трансплантат або металевих аугмент за рзних величин варусноï деформацИ у хворих на РА. Завдання досядження — вивчити поведнку вомеханчноï моделi «юстка — ендопротез» при компенсацИ дефекту внутршнього виростка великогомлковоï юстки юстковим автотрансплантатом або металевим аугментом 5, 10 та 15 мм та на пiдставi отриманих даних визначити можливсть розвиткуранньоïнеставльност тивального компонента ендопротеза. Матерали та методи. На основi КТ-сканв створен iмiтацiйнiкомп'ютери моделiКС, що налiчували елементизр'внимимехан'мними властивостями — стег-нова юстка, феморальний компонент ендопротеза, полетиленова вставка, тивальний компонент ендопротеза та великогомлкова юстка. За допомогою програмного пакета SolidWorks побудовано iмiтацiйнi моделi КС в умо-вах його варусно!деформацИ з наявнстю трансплантата виростка великогомлковоï юстки 5,10 та 15 мм з юстковоï тканини та металу (аугмент). Подальшi розрахунки напружено-деформованого стану модел здйснювали методом сюнченних елементв у програмному пакет ANSYS (чисельний метод). Результати. Наявнсть юсткового трансплантата 5 мм та збльшення його розмiру до 15 мм призводили до значного зростання показниюв напружень на плато великогомлковоï юстки на 51 % — при 5 мм та майже у 2,3 раза — при 10 та 15 мм. Ц значення напружень перевищують межi м^ост спонпозноï юстковоï тканини у цй длянц1 що може супроводжуватись ÏÎ руйнуванням вже при статичному навантаженн 1 масою та при застосуванн юсткового трансплантата 10 мм та 15 мм. За-стосування металевого аугмента 5 мм i збльшення його розмру до 10 та 15 мм призводило до розвантаження ц}е! длянки, що проявлялося зниженням показниюв напружень на 21 %—при 5 мм, на 8 % та 5 %—при 10 та 15 мм. Висновки. Застосування юсткового трансплантата 10 мм та 15 мм е фактором можливого руйнування юстково1 тканини у длянц ложа тивального компонента ендопротеза з розвитком явищ його нестаб^носп. Розвантаження ц}е!д}лянки, при замщенн великих дефектов 10 та 15 мм, досягаеться використанням металевого аугмента. Ключовi слова: ревматодний артрит; колiнний суглоб; варусна деформа^я; сюнченно-елементне моде-лювання; напружено-деформований стан
Вступ
Ревматощний артрит (РА) як системне aBToiMyHHe захворювання сполучно!' тканини оргашзму, що супро-воджуеться прогресуючим хрошчним перебтем i3 пере-важним ураженням суглобiв, розвитком тяжких необо-ротних деформацш, значними порушеннями ïx функцй', призводить до втрати працездатност та швалщносп [1].
Останшми роками в Укра'1Ш спостер^аеться зростання кшькосп хворих на РА. PÎ4M захворю-
вашсть становить близько 0,02 %, а шсля 10 рошв хвороби 50 % хворих втрачають працездатшсть внаслщок ортопедичних проявiв, серед них 20 % прикуп до лiжка та потребують постшного нагля-ду. Переважно хворшть жшки середнього вшу (в 3—4 рази частше за чоловшв). Юльшсть випадшв захворювання збшьшуеться з вшом. Збшьшення випадшв смертност обумовлене високою частотою супутшх захворювань (артерiальна гшертен-
© «Травма», 2017 © Trauma, 2017
© Видавець Заславський О.Ю., 2017 © Publisher Zaslavsky O.Yu., 2017
Для кореспонденцп: Лазарев 1гор Альбертович, ДУ «1нститут травматологи та ортопедн НАМН УкраТни», вул. Бульварно-Кудрявська, 27, м. Ки!'в, 01601, Украина; e-mail: ilazarev@ukr.net
For correspondence: I. Lazarev, State Institution "Institute of Traumatology and Orthopaedics NAMS of Ukraine", Bulvarno-Kudriavska st., 27, Kyiv, 01601, Ukraine; e-mail: ilazarev@ukr.net
зiя, атеросклеротичне ураження судин, остеопоро-тичш переломи, шфекцп та iн.)
До появи нових методiв лiкування понад 40 % хворих на РА протягом перших 5 рошв ставали ш-валщами.
За даними рiзних авторiв [2—5], ураження колш-ного суглоба (КС) у хворих на РА спостериаеться вщ 10 до 30 % у термш до 5 рошв вiд початку за-хворювання.
Ураження КС при РА супроводжуеться форму-ванням контрактур i розвитком дискордантних деформацiй нижнiх кшщвок, якi, в свою чергу, призводять до частково! або повно! втрати функцп кiнцiвки [5]. Вальгусна та варусна деформащя КС належить до числа складних фронтальних деформацш нижньо! кiнцiвки. Фронтальнi деформаци з часом (залежно вiд ступеня деформаци) призводять до руйнування зовшшньо! або внутршньо! пари виросткiв КС (стегнова та великогомшко-ва шстки) з подальшою iнвалiдизацiею хворих [6, 7]. Етюлопчш фактори виникнення та прогресу-вання вальгусно! та варусно! деформаци рiзно-манiтнi. Проте, як вщзначалося багатьма дослщ-никами [2, 8, 9], останшми роками найчастшою причиною розвинення фронтальних деформацiй КС е порушення рiвноваги мiж бюлопчною уста-ленiстю тканин i мехашчним !х навантаженням. Стан тканин суглоба залежить здебшьшого вiд ве-личини навантаження на них, шж вщ метаболiч-них причин, що було шдтверджено рядом дослщ-никiв. Дослщження вiт-чизняних i закордонних авторiв [5, 6, 10—13] свщчать, що при розвитку функцюнально невигiдних деформацiй КС зна-чення хiрургiчноl допомоги суттево збшьшуеться. На пiзнiх стадiях захворювання усунути численнi деформаци та вщновити опорно-рухову функцiю КС i нижшх кiнцiвок можливо лише за допомогою ендопротезування. Аналiз даних лiтератури свщ-чить, що питання функцiонування ендопротеза КС в умовах вальгусних i варусних деформацш КС при замщенш дефекту у хворих на РА висвилеш недостатньо.
Мета роботи — вивчити можливост функцю-нування ендопротеза КС при компенсаци дефекту виростка великогомшково! кiстки за допомогою кiсткових трансплантапв або металевих аугментiв за рiзних величин варусно! деформацil у хворих на РА.
Матер1али та методи
Методом математичного моделювання на основi КТ-сканiв створеш iмiтацiйнi комп'ютернi моде-лi КС (рис. 1а), яш налiчували елементи з рiзни-ми механiчними властивостями — стегнова шстка (рис. 1б), феморальний компонент ендопротеза (рис. 1в), полiетиленова вставка (рис. 1г), тибiаль-ний компонент ендопротеза (рис. 1г) та великого-мiлкова кiстка (рис. 1д). М'якотканиннi структури КС у моделi не враховувались.
На наступному еташ за допомогою програмного пакета SolidWorks побудовано iмiтацiйнi моделi КС в умовах його варусно! деформаци з наявнютю замюно-го трансплантата виростка великогомшково! ыстки 5, 10 та 15 мм з ыстково! тканини та металу (аугмент).
Подальшi розрахунки напружено-деформовано-го стану (НДС) моделi здiйснювали методом скiн-ченних елеменпв у програмному пакетi ANSYS. У розрахунках застосовували фiзичнi властивосп та межi мiцностi кiстково! тканини, медично! сталi та полiетилену, яш отриманi з лiтературних джерел [14—17] (табл. 1). Перевищення цих показнишв вiд-повiдного елемента моделi свщчить про його мож-ливу руйнацш.
У програмному середовищi ANSYS у нашвавтома-тичному режимi згенеровано скшченно-елементну модель КС (рис. 2), яка налiчувала 478 303 вузли та 286 093 елементи, що е достатшм для забезпечення необхщно! точносп розрахункiв. У найбiльш важли-вих перехщних дiлянках моделi з рiзними механiчни-ми властивостями скiнченно-елементна сггка згущу-валась для пiдвищення точносп розрахункiв.
Для моделi завдано таш граничнi умови (рис. 3):
— по площиш (А) введено жорстке закршлення;
— по площинi (В) модель навантажено силою 700 Н, що вщповщае мам тша людини в 70 кг.
Аналогiчнi моделi побудовано для визначення НДС в умовах варусно! деформаци нижньо! кш-щвки для рiзних вертикальних розмiрiв дефекту виростка великогомiлково! кiстки (5, 10, 15 мм) iз застосуванням трансплантата з шстково! 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 проведення порiвняльного аналiзу
Таблиця 1. Ф1зичн1 властивост юстково! тканини та елемент1в ендопротеза
Тип кютки Модуль Юнга, Ра Коефiцieнт Пуассона Границ 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
при застосуваннi трансплантата 5, 10, 15 мм з шст-ково! тканини та металу (аугмент). На рис. 5 можна спостертати локалiзацiю максимальних напружень на загальнiй моделi КС без фронтальних деформацш кiнцiвки з показниками ашах = 29,15 МРа на феморальному компонент ендопротеза, в зонi його контакту з полiетиленовою вставкою по переднш поверхнi КС. Максимальнi деформацi! (рис. 5б) та-кож зосередженi в тш самiй дiлянцi контакту, але локалiзуються на полiетиленовiй вставцi — е =
шах
= 0,0007 мм, тому що !! модуль пружност е набага-то меншим, шж у сталi.
На шших елементах моделi КС напруження та деформацп розподiлилися так.
Стегнова кiстка (рис. 6) — показники максимальних напружень — а = 10,67 МРа, локаль
шах
зуються у дшянщ латерального виростка в мющ контакту стегново! шстки з краем феморального компонента ендопротеза, вони е локальними (точ-ковими), а в цшому на моделi напруження не пе-ревищують показник 1,84 МРа. Показники максимальних деформацш локалiзуються у тiй самiй дiлянцi моделi з показниками — ешах = 0,0006 мм.
Феморальний компонент ендопротеза (рис. 7) — показники максимальних напружень — а =
шах
= 29,15 МРа локалiзуються в дшянщ контакту внутршнього краю феморального компонента ендопротеза зi стегновою шсткою, вони е локальш (точков^, а в цшому на моделi напруження не пе-ревищують 4,16 МРа. Показники максимальних деформацш локалiзуються у тш же дiлянцi моделi з показниками е = 0,00015 мм.
шах
Полiетиленова вставка (рис. 8) — показники максимальних напружень — а = 1,43 МРа рiв-
шах
номiрно розподшеш по площi контакту з фемо-ральним компонентом ендопротеза i варiюють у 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 локалiзуються у дшянщ контакту металу з велико-гомшковою шсткою, що не перевищуе межi мщ-ностi матерiалу. На рисунку 9б можна спостерiгати локалiзацiю максимальних деформацш на даному елемент моделi з показниками е = 0,00004 мм.
шах
Великогомыкова кктка (рис. 10) — показники максимальних напружень — ашах = 4,91 МРа локаль зуються у метадiафiзарнiй дшянщ великогомшко-во! кiстки по !! медiальнiй поверхнi. На рисунку 10б можна спостертати локалiзацiю максимальних деформацш у тiй самiй дiлянцi моделi з показниками е = 0,0003 мм.
шах
Плато великогомыковог тстки (рис. 11) — показники максимальних напружень — а = 1,85 МРа
шах
локалiзуються по задньому краю плато медiаль-ного виростка великогомшково! шстки i зменшу-ються до центру модел^ що не перевищуе межi мiцностi кiстково! тканини. На рисунку 11б мож-
на спостериати локалiзацiю максимальних дефор-мацiй у тш же дiлянцi моделi з показниками етах = = 0,0001 мм.
На рисунку 12а подаш максимальш значення за-гальних перемщень (Total Deformation) уме! мо-делi Д = 0,089 мм та максимальш значення пере-мiщень тибiального компонента ендопротеза Д = = 0,035 мм.
Отже, при ендопротезуванш КС без фронтальних деформацш кшщвки показники напружень та деформацш розподшеш рiвномiрно по вах елементах моделi КС, не перевищують межi мiцностi матерiалу, а показники перемщень Bi-дображають стабiльнiсть бюмехашчно! системи «шстка — ендопротез». Отримаш значення НДС взято за референтш для подальшого порiвняльного аналiзу.
Локалiзацiя максимальних значень НДС на
цшьнш моделi КС з ендопротезом iз замiщенням
дефекту виростка великогомшково! шстки 5, 10,
15 мм шстковим трансплантатом та аугментом при
варуснш деформацп кiнцiвки подано на рис. 13.
При застосуванш трансплантата 5 мм з шстково!
тканини максимальш значення напружень змен-
шились порiвняно з моделлю без трансплантата з
а = 29,15 МРа до а = 22,53 МРа. Це можна потах ' тах ' '
яснити тим, що шстковий трансплантат дае моделi бшьшу податливiсть з розвантаженням iнших дшя-нок. Збiльшення розмiру кiсткового трансплантата до 10 мм призвело до зростання показнишв напружень до атах = 31,61 МРа, а збшьшення розмiру трансплантата до 15 мм зменшило значення напру-жень до а = 29,38 МРа.
тах '
При застосуваннi трансплантата 5 мм з металу максимальш значення напружень збшьшились до атах = 47,43 МРа, що зумовлено прямим контактом металевих елеменпв модель Напруження зростають саме на металевих конструкщях модел^ з деяким розвантаженням !! шсткових елементiв. Значення напружень меншi вщ допустимих. 3i збiльшенням розмiру металевого трансплантата до 10 мм збшь-шилися i показники напружень на моделi до атах = = 49,93 МРа, а збшьшення розмiру трансплантата до 15 мм збшьшило значення напружень до атах = = 51,99 МРа, що, як i у попереднш задачi, зумовлено прямим контактом металевих елеменпв моделi для трансплантата з металу.
Змiни значень напружень на кожному з елемен-тiв моделi окремо при збiльшеннi розмiру шстково-го або металевого трансплантата з 5 до 15 мм подаш в табл. 2.
Локалiзацiя максимальних значень НДС на кожному елемент моделi КС з ендопротезом iз замiщенням дефекту виростка великогомшково! шстки 15 мм шстковим трансплантатом та аугментом при варуснш деформаци кшщвки подана на рис. 14, 15.
На рис. 17, 18 можна спостертати перерозподш напружень на елементах моделi залежно вщ вели-
чини трансплантата з кютково! тканини та метале-вого аугмента.
Пiд дieю навантаження наявнiсть кiсткового трансплантата призводила до зменшення значень напружень на стегновш кiстцi вiд 47 % при 5 мм до 25 % при 15 мм, тобто цей елемент моделi розванта-жуеться. На феморальному компонент ендопроте-за значення напружень зменшувались на 22 % при наявност 5 мм шсткового трансплантата; зi збшь-шенням його розмiру до 10 мм значення напружень, навпаки, зростали на 8 %, а при 15 мм — на-ближалися до значень моделi КС без фронтальних деформацш. На полiетиленовiй вставщ показники напружень при наявност 5 мм шсткового трансплантата зменшувались на 19 %, а збшьшення його розмiру до 10 та 15 мм призводило до зростан-ня показнишв напружень на 18 та 22 % вщповщ-но. На тибiальному компонентi ендопротеза при наявност 5 мм кiсткового трансплантата показники напружень збшьшувались на 21 % та майже у 2 раза при збшьшенш його розмiру до 10 мм (на 94 %) та 15 мм (на 99 %). Отже, при наявност шстково-го трансплантата розмiром 10 та 15 мм вшбувався перерозподш навантаження з його переносом на тибiальний компонент ендопротеза. На гомшко-вш кiстцi наявнiсть ысткового трансплантата 5 мм призводила до зменшення значень напружень на 33 %, при його розмiрi 10 мм — вшповшала значен-ням моделi КС без фронтальних деформацш, а при збшьшенш розмiру трансплантата до 15 мм вшбува-
лося зростання показнишв напружень на 15 %. Ло-калiзацiя напружень — метадiафiзарна зона корти-кально! ыстки. На плато гомшково! кiстки наявшсть кiсткового трансплантата 5 мм та збшьшення його розмiру до 15 мм призводили до значного зростання показнишв напружень на 51 % — при 5 мм та майже у 2,3 раза — при 10 та 15 мм. Так значення напружень перевищують межi мщносл спонгюзно! кютково! тканини у цш дiлянцi, що може супроводжуватись 11 руйнуванням вже при статичному навантаженш 1 масою тiла при застосуванш кiсткового трансплантата 10 та 15 мм. Зростання значень напружень влас-не на ыстковому трансплантат^ при збiльшеннi його розмiру з 5 до 15 мм, не призводило до його переван-таження. Щ показники НДС не перевищували межi допустимих для кютково! тканини.
Пiд дieю навантаження наявшсть металево-го аугмента для замщення дефекту медiального виростка великогомшково! шстки розмiром 5 та 10 мм призводила до зростання значень напружень на стегновш шстщ на 20 %, з подальшим !х зниженням до показниыв моделi КС без фронтальних деформацш — при розмiрi аугмента 15 мм. На феморальному компонент ендопротеза при наяв-ност металевого аугмента 5 та 10 мм значення напружень зменшувались майже у 2 рази, з подальшим !х зростанням до показнишв моделi КС без фронтальних деформацш — при розмiрi аугмента 15 мм. На полiетиленовiй вставщ при наявност 5 та 10 мм металевого аугмента вшбувалось зростання
Таблиця 2. Змни значень НДС на кожному з елемент1в модели при збшьшенш розм'ру юсткового
або металевого трансплантата з 5 до 15 мм
Елемент моделi Напруження в моделi з вщсутнютю фронтальной деформацГ| нижньо! кiнцiвки, МРа Напруження в моделi з варусною деформащею нижньо'Г кiнцiвки, МРа
5 мм 10 мм 15 мм
Напруження, МРа ДеформацГГ, мм юстка сталь кютка сталь кютка сталь
Стегнова кютка 10,67 0,0006 5,63 12,3 7,94 12,18 8,02 10,43
Феморальний компонент ендопротеза 29,15 0,00015 22,53 15,43 31,61 15,43 29,37 28,63
Полiетиленова вставка 1,43 0,0007 1,15 1,72 1,69 1,71 1,75 1,36
Тибiальний компонент ендопротеза 9,71 0,00004 11,74 47,43 18,77 49,94 19,36 51,99
Гомткова кютка 4,91 0,0003 3,27 2,79 4,92 2,94 5,67 4,51
Плато гомшково!' кютки 1,85 0,0001 2,79 1,45 4,23 1,69 4,3 1,75
Трансплантат - - 0,52 6,28 1,21 18,66 1,24 23,91
Перемiщення (Total Deformation)
Загапьн для цшьно!' моделi 0,089 0,1148 0,1095 0,1156 0,1092 0,1165 0,112
3aranbHi для трального компонента ендопротеза 0,035 0,0356 0,0346 0,036 0,0333 0,036 0,0344
Рисунок 1.1м!тац1йна Эй модель КС з ендопротезом
Рисунок 2. Ск1нченно-елементна модель КС Рисунок Э. Граничн! умови закрплення
з ендопротезом та навантаження
Рисунок 4.1м1тац1йна ЭО модель КС з ендопротезом при варусн!й деформацИ к1нц1вки 1з замещениям дефекту виростка великогом'тковоё к1стки трансплантатом 5, 10, 15 мм
А: 51.«к
Ефимам* (лп-Мв*_
ШмЬМР» Гшж1 СнИэт
2М4ЯМ«
1,1« | до
0,1ЭМЗ ЦНШЛ
ДЮЮ)
мои»! К
А: 5|*як ие I*Л
Е^и-ЛкпГ Е1йНМ. %гкп Тур*: Ёфшкм Ё1мЫ ЭЬ; ил*; тйфшн Гптми 1
а)
а = 29,15 МРа
тах 3
б)
а)
б)
Рисунок 5. НДС модел'1 КС з ендопротезом без фронтальних деформацй к!нц!вки: напруження (а) та деформацИ (б)
Рисунок 6. Показники напружень (а) та деформацй (б) на стегнов/й к!стц!
ЭВНЫЪжЪж«
ИШ11ГПЧ1 1 Тдо ' Г т— -"'IЯл'
>1 кС|
к
а) а = 29,15 МРа
тах
б) е = 0,00015мм
тах
Рисунок 7. Показники напружень (а) та деформацй (б) на феморальному компонентI ендопротеза
а = 10,67 МРа
тах
Е = 0,0006 мм
тах
е = 0,0007мм
тах
а)
1,43 МРа
б)
е = 0,0007 мм
тах 3
Рисунок 8. Показники напружень (а) та деформацй (б) на полiетиленовiй вставц! ендопротеза
а)
а = 9,71 МРа
тах
б)
Рисунок 9. Показники напружень (а) та деформацй (б) на тиб'альному компонент/ ендопротеза
а)
-- 4,91 МРа
А: Ь?пм:|1Л*1 Е циг.-а!гпг Ё1|.1ЬС £&мп б , I
Ечупякг* Вмййс ЭЬЫй ипл тл^/тт
б)
Е = 0,0003 мм
Рисунок 10. Показники напружень (а) та деформацй (б) на великогомлковй к/стц/
е = 0,00004 мм
тах
тах
j Орипнальы досл1дження / Original Researches
а) a = 1,85 МРа
б) г
' т
■ 0,0001 мм
Рисунок 11. Показники напружень (а) та деформацй (б) на плато великогомшково'1 к!стки
а)
■ 0,089 мм
б)
Д = 0,035 мм
Рисунок 12. Загальн перем1щення (Total Deformation) моделi КС з ендопротезом
Розм'р трансплантата
5 мм
10 мм
15 мм
сим кси
а м
а
■2 £
Si
оп
^ S
а = 31,61 МРа
тах '
ЦОС
= 29,38 МРа
Рисунок 13. НДС цто/ моделi КС з ендопротезом при варусшй деформацИ к!нц!вки при застосуванн ксткового трансплантата та аугмента
с = 22,53 МРа
тах 3
тах
Розм'р трансплантата
5 мм
10 мм
15 мм
I
з
а м
.к
а
I
3
о Р
■а к нн
О) о
8.8
-
§
з о
с
■ЕЕ *
за
¡1 I*
а
1
а
£ с
тос
с а
з $
&
8
о
н
а
пла
с н
ра
нн
а
£ с
тос
с а з
I 1 -
■ И I*
5 ®
И
3
та
н
а о
еИ
а = 47,43 МРа
тах 3
е = 0,00054 мм
тах
В^Ш* 5Ггш.1ш
Тдат
Ur.tl.1f.
Гтч! I
Си&ЫЪ
МООСгпт*
4S.H0
= 49,93 МРа
а = 51,99 МРа
тах
е = 0,00056 мм
тах
е = 0,00121 мм
тах
е = 0,00119 мм
тах
Е = 0,0007 мм
тах
е = 0,0007 мм
тах
Рисунок 13 (заюнчення)
Д Орипнальы досл1дження / Originаl Researches
б) о = 29,38 МРа
' тах '
в) °тах = 1,75 МРа г) Стах = 19,36 МРа
а) о = 8,02 МРа
тах
Г) °тах = 5,67МРа
д) о = 4,3 МРа
тах
е) а
т
1,24 МРа
Рисунок 14. Локал'защя показник!в максимальних напружень на элементах модел! при застосуванн! трансплантата 15 мм з юстково/ тканини: стегнова к!стка (а), феморальний компонент (б), пол!етиленова вставка (в), тиб!альний компонент ендопротеза (г), великогомлкова кстка (Г), плато великогомлково/ к!стки (д), трансплантат з кютково/ тканини (е)
а) °тах = 10,43 МРа
б) о = 28,63 МРа
тах
в) Стах = 1,36 МРа г) °тах = 51,99 МРа
Г) о = 4,51 МРа
тах
д) о = 1,75 МРа
тах
е) ^ = 23,91 МРа
Рисунок 15. Локал'защя показник!в максимальних напружень на елементах модел! при застосуванн трансплантата 15 мм зi стал'г. стегнова кстка (а), феморальний компонент (б), пол/етиленова вставка (в), тиб1альний компонент ендопротеза (г), великогомлкова юстка (Г), плато великогомлково/ к!стки (д), трансплантат з/ стал! (е)
Рисунок 17. Розпод'ш напружень на елементах модел! залежно вд величини трансплантата з к1стково/ тканини (1 — без трансплантата, 2 — 5 мм, 3 — 10 мм, 4 — 15 мм)
Рисунок 16. Загальнi перем!щення (Total Deformation) моделi КС з ендопротезом
i тиб'ального компонента ендопротеза при варуснй деформаци ^н^вки з юстковим (а, в) та металевим (б, г) трансплантатом
Рисунок 18. Розподл напружень на елементах моделi залежно вщ величини трансплантата зi сталi (1 — без трансплантата, 2 — 5 мм, 3 — 10 мм, 4 — 15 мм)
Рисунок 19. Показники напружень на плато великогомшково'1 кстки при застосуванш трансплантата з кютково/ тканини та металевого аугмента
показникiв напружень на 20 %, а збшьшення його розмiру до 15 мм, навпаки, призводило до змен-шення показникiв напружень на 5 % порiвняно з показниками моделi КС без фронтальних дефор-мацiй. На тибiальному компонентi ендопротеза наявнiсть металевого аугмента розмiром 5, 10 та 15 мм обумовила значне зростання показниыв напружень — у 5 разiв. Таким чином, вшбувався пе-рерозподiл навантаження з його перенесенням на тибiальний компонент ендопротеза. На гомшко-вiй кiстцi наявшсть металевого аугмента розмiром 5 мм призводила до зменшення значень напружень на 43 %, при його розмiрi 10 мм — на 40 %, а при збшьшенш розмiру трансплантата до 15 мм — на 8 %. Локаизащя напружень — метадiафiзарна зона кортикально! кiстки. На плато гомшково! кiстки наявнiсть металевого аугмента 5 мм та збшьшення його розмiру до 10 та 15 мм призводили до розван-таження ще! дшянки, що проявлялося зниженням показнишв напружень на 21 % — при 5 мм, на 8 та 5 % — при 10 та 15 мм. Зростання значень напружень власне на металевому аугмент при збшьшен-ш його розмiру з 5 до 15 мм не призводило до його перевантаження. Щ показники НДС не перевищу-вали межi допустимих для матерiалу зi сталь
Критичною зоною моделi була дшянка плато ве-ликогомiлковоi' кiстки, що являла собою спонпоз-ну ысткову тканину пiд тiбiальним компонентом ендопротеза, де власне i розмiщувався шстковий трансплантат або металевий аугмент. Зростання показникiв напружень з перевищенням гранично допустимих значень у цш дшянщ при застосуван-нi кiсткового трансплантата розмiром 10 та 15 мм е фактором можливого руйнування шстково! тка-нини з розвитком явищ нестабiльностi тибiального компонента ендопротеза. Зростання показнишв напружень на моделi вiдбуваеться в основному за ра-хунок переносу навантаження на металевi елементи ендопротеза та металевий аугмент. Незважаючи на це, значення напружень не сягають межi допустимих, i тому можна стверджувати, що вони повнiстю задовольняють умовам мщносл матерiалiв моделi.
Змiни показникiв загальних перемщень як для цiльноi модел^ так i для тибiального компонента ендопротеза не вшображали будь-яких суттевих вшмшностей при застосуваннi шсткового трансплантата або металевого аугмента розмiром 5, 10 та 15 мм, тобто суттево! втрати стабiльностi бю-механiчноi моделi «шстка — ендопротез» не вiдбу-валося.
Зазначенi показники НДС вшображують тi значення, що виникають при навантаженнi 1 масою тiла пiд час одноопорного стояння (статичш умо-ви). При ходьбi (динамiчнi умови) за рахунок ди м'язових сил КС навантажуеться додатково, сягаю-чи значень 3,5—4 мас тша. З огляду на лшшшсть за-дачi визначення показникiв НДС моделi КС згiдно зi збшьшенням навантаження в динамiцi при ходьбi буде вiдбуватись пропорцiйне збiльшення показни-
KiB НДС на елементах модел^ сягаючи значень, що перевищують межi мiцностi тканин на вiдповiдних дшянках.
Висновки
1. При ендопротезуваннi КС без фронтальних деформацш кiнцiвки показники напружень та де-формацiй розподшеш рiвномiрно по Bcix елементах моделi КС, не перевищують межi мщносп матерiа-лу, а показники перемщень вiдображають стабшь-нiсть бюмехашчно1 системи «шстка — ендопротез».
2. Застосування шсткового трансплантата для за-мщення дефекту виростка великогомшково1 шст-ки понад 7,3 мм при варуснш деформацп кiнцiвки, призводить до значного зростання значень напружень з перевищенням межi мщносп спонпозно1 шстково! тканини у дiлянцi ложа тибiального компонента ендопротеза, що може супроводжуватись li руйнуванням вже при статичному навантаженш 1 масою тша та розвитком явищ нестабшьносп ендо-протеза.
3. При застосуванш для замщення дефекту виростка великогомшково1 шстки металевого аугмента 5, 10 та 15 мм показники загальних перемщень моделi зростають повiльнiше, а значення напружень зменшуються порiвняно з використанням кiсткового трансплантата аналопчних розмiрiв. У цих умовах бюмехашчна конструкцiя «кiстка — ендопротез» е бiльш стабiльною.
4. Для замщення дефекту виростка великого-мшково! кiстки до 5 мм при ендопротезуванш КС у хворих на РА доцшьне застосування кiсткового трансплантата. Дефекти понад 7,3 мм при варуснш деформаци кшщвки потребують застосування ме-талевого аугмента.
Конфлжт 1нтерес1в. Автори заявляють про вщсут-нiсть конфлiкту штерешв при пiдготовцi дано! статтi.
Список л1тератури
1. Танджа 1.М., Коваленко В.М., Лисенко T.I., CeiH-цщький А. С. Ревмаmологiя: Шдручник. — К., 2011. — 43 с.
2. Герасименко C.I. Ортопедичне лтування ревматоидного артриту при ураженнях нижшх ктщвок. — К.: Преса Украини, 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., Lopez Lasanta M., Jimenez Nunez 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 // Мат-лы IV Евразийского конгр. травматологов-ортопедов (Бишкек, 27—30 авг.,
2014 г.) // Центр.-Азиат. журн. сердечно-сосуд. хирургии. Спецвып. — 2014. — № 12. — С. 199-200.
6. Особливостi ендопротезування колнних сугло-6ie при нестабiльностi в сагтальнш площиш / Зазiр-ний 1.М., бвсеенко В.Г. // Збiрник наукових праць XVзЧзду ортопедiв-травматологiв Украни. — Д.: Лiра, 2010. — С. 169.
7. Змши динамiчних характеристик у суглобах нижньоН шнщвки до та псля ендопротезування колнного суглоба у хворих на ревматодний артрит / Герасименко С.1., По-лулях М.В., Рой 1.В. [та ш.] // Травма. — 2015. — № 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 де-формацш великих суглобiв нижшх кшщвок у хворих на ревматоИдний артрит / Герасименко С.1., Полу-лях М.В., Бабко А.М. [та т.] // Актуальш питання сучасно'1 ортопеда та травматологи: Мат-ли II Укр. наук. симпоз. з бюмехашки. — Днмропетровськ, 2015. — С. 111-112.
10. Clinical comparison of valgus and varus deformities in primary total knee arthroplasty following mid-vastus 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., Eskelin-en A. [et al.] //Scand. J. Rheumatol. — 2012. — Vol. 41(5). — P. 345-349.
14. Maganaris C.N., Paul J.P. In vivo human tendon mechanical properties // Journal of Physiology. — 1999. — 521, 1. — P. 307-313.
15. Kubichek M., Florian Z. Stress strain analysis of Knee joint//Engineering Mechanics. — 2009. — 5(16). — P. 315-322.
16. http://www.camelotplast.ru/info/polietilen-visokogo-davleniya.php
17. Compressive strength of tibial cancellous bone / Hvid I., ChristensenP., Andergaard J., Christensen P.B., Larsen C.G.// Acta Orthop. Scand. — 1983. — 54. — 819-825.
OmpuMaHO 18.10.2017 ■
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 варусных деформациях конечности у пациентов с ревматоидным артритом
Резюме. Актуальность. Поражение коленного сустава (КС) ревматоидным артритом (РА) сопровождается формированием контрактур и развитием дискондартных 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 КС у пациентов с РА уделяется недостаточное внимание, условия функционирования эндопротеза КС при наличии вальгусной и варусной деформаций конечности у больных РА мало изучены. Цель. Изучение возможностей функционирования эндопротеза КС при компенсации дефектов мыщелков большеберцовой кости с помощью костных трансплантатов или металлических аугментов при различных величинах варусной деформации у больных РА. Задачи исследования — изучить поведение биомеханической модели «кость — эндопротез» при компенсации дефекта внутреннего мыщелка большеберцовой кости костным аутотрансплантатом или металлическим аугментом 5, 10 и 15 мм и на основании полученных данных определить возможность развития ранней нестабильности тибиального компонента эн-допротеза. 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 варусной 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 (числовой метод). Результаты. Наличие костного трансплантата 5 мм и увеличение его размера до 15 мм приводило к значительному росту показателей напряжений на плато большеберцовой кости на 51 % — при 5 мм и почти в 2,3 раза — при 10 и 15 мм. Эти значения напряжений превышают предел прочности спонгиозной костной ткани в этой области, что может сопровождаться ее разрушением уже при статической нагрузке 1 массой тела при применении костного трансплантата 10 и 15 мм. Применение металлического аугмента 5 мм и увеличение его размера до 10 и 15 мм приводило к разгрузке этого участка, что проявлялось снижением показателей напряжений на 21 % — при 5 мм, на 8 и 5 % — при 10 и 15 мм. Выводы. Применение костного трансплантата 10 и 15 мм является фактором возможного разрушения костной ткани в области ложа тибиаль-ного компонента эндопротеза с развитием явлений его нестабильности. Разгрузка этого участка, при замещении обширных дефектов 10 и 15 мм, достигается использованием металлического аугмента.
Ключевые слова: ревматоидный артрит; коленный сустав; варусная деформация; конечно-элементное моделирование; напряженно-деформированное состояние
j OpèrïHaAbHi AocëiAœeHHg / Original Researches
I.A. Lazarev, E.M. Avtomeenko, A.M. Babko, 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 varus deformities in patients with rheumatoid arthritis
Abstract. Background. The defeat of the knee joint (KJ) in rheumatoid arthritis is accompanied by the formation of contractures 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 of pathogenesis and mechanogenesis of frontal deformities of knee joints in patients with RA is not paid enough attention, conditions for the functioning of the endoprosthesis of the KJ in the presence of valgus and varus deformities of the limb in rheumatoid arthritis patients have been poorly studied. The purpose was to examine the possibilities of functioning of the endoprosthesis of the KJ with compensation of defects of the tibial condyles with the help ofbone grafts or metallic augments at different values of varus deformity in patients with rheumatoid arthritis, as well as to study the work of"bone — endoprosthesis" biomechanical model when compensating the defect of the medial condyle of tibia with bone graft or metal augmentation of 5, 10 and 15 mm, and based on the obtained data to determine the risk of the early instability of the tibial component of the endoprosthesis. Materials and methods. Imitation computer models of the knee were created on the basis of CT scans, which consisted of elements with different mechanical properties — the femur, the femoral component of the endoprosthesis, the polyethylene insert, the tibial
component of the endoprosthesis and the tibia. Using SolidWorks software package, simulation models of the knee have been created in the conditions of its varus deformity with the presence of a bone graft and 5-, 10- and 15-mm metal (augment). Further calculations of the model's stress and strain were carried out by the finite element method (FEM) in the software package ANSYS (a numerical method). Results. The presence of 5-mm bone graft and an increase in its size to 15 mm resulted in a significant increase in the stresses on the tibial plateau by 51 % at 5 mm and almost 2.3 times — at 10 and 15 mm. These values of stress exceed the strength of spongy bone tissue in this area, which may be accompanied by its destruction even at a static load ofbody weight only when using 10- and 15-mm bone graft. The use of a metal augment of 5 mm and an increase in its size to 10 and 15 mm resulted in the unloading of this site, which was shown by a decrease in stresses by 21 % — at 5 mm, by 8 and by 5 % at 10 and 15 mm, respectively. Conclusions. Application of 10- and 15-mm bone graft is a factor of possible destruction ofbone tissue in the area of the tibial component of the endoprosthesis with the development of its instability. Unloading this site when replacing large defects (10 and 15 mm) is achieved using a metal augment. Keywords: rheumatoid arthritis; knee joint; varus deformity; finite elements modeling; stress-strain state
