CC BY
21
I
Орипнальы дозддження
Original Researches
Травма
УДК 616.718.1-006:(616-089.87+616-089.843]:602.1:519.673 DOI: 10.22141/1608-1706.6.19.2018.152218
Лазарев I.A.1, Костюк В.Ю.2, Дедков А.Г.2, Скибан М.В.1 1ДУ «¡нститут травматологи та ортопед!! НАМН Укра!ни», м. Ки!в, Укра!на 2Нацюнальний ¡нститутраку, м. Ки!в, Укра!на
Бюмехашчне комп'ютерне моделювання поведшки системи «юстка — фксатор — ендопротез» при рiзних видах внутрiшньоT гемтельвектомп
Резюме. Реконструктивн юрурпчн втручання псля видалення пухлини тазово!кстки залишаються склад-ним питанням сучасно!онколопчно!ортопед!. Зметою вивченняповеднки бюмехан'чно!системи «кстка — фiксатор — ендопротез» пд навантаженням при р'зних типах внутршньо! гемпельвектомп проведено сюн-ченно-елементний аналiз напружено-деформованого стану моделей чотирьох основних варiантiв резекцИ ксток таза у хворихi3 пухлинами тазово!кстки. На основ'1 акаальних сканв спрально!комп'ютерно! томографа таза з проксимальним в'1ддлом стегново!кстки й ендопротезом кульшового суглоба за допомогою програмного пакета Mimics в'1дтворено просторову геометрю таза та створено 3D-iмiтацiйнi моделi р'зних типiв внутршньо! гем'пельвектомИ за Enneking iз реконструкц/'ею дефекту тазового кльця металопластма-совим спейсером. Подальшi розрахунки здiйснювали методом сюнченних елементв iз визначенням на-пружено-деформованого стану програмними засобами ANSYS. Ключовими показниками для порiвняль-ного аналiзу обран дань отриман шляхом розрахунюв значень нтенсивност напружень (за М'зисом) та перемщень (Total Deformations). Бомехаичн дослдкення демонструють максимальну надiйнiсть II типу внутршньо! гемпельвектомн. Максимальн значення напружень на гвинтах в уах моделях зосередкен пд головкою, мiнiмальнi — в !хдистальних частинах та не перевищують межi мцност матер'юлу, томудовжина гвинтв не суттево впливае на стабльнсть конструкций Максимальн напруження на балц в уах моделях лока^зуються в мсцях контакту з крпленням на гвинтах, мiнiмальнi — у середнй частин спейсера. До-ц^льнють встановлення балки для об'еднання головок гвинтв потребуе додаткових дослдкення та корекцИ методики реконструкций Ймовiрнiсть виникнення нестабльност або руйнування конструкцИ збльшуеться в результат цитчних навантажень, що супроводкуеться зростанням значень напружено-деформованого стану та може бути пдставою для пдбору оптимально! тактики реконструктивних операций псля видален-ня пухлини.
Ключовi слова: пухлини тазово!кстки; гем'пельвектом'я; напружено-деформований стан
Вступ
Злояысш пухлини тазово! ыстки залишаються складним питанням сучасно! онколопчно! ортопеди [6, 12]. До початку XX сторiччя у бтьшосп л^вальних закладах свпу таким пащентам пропонували видалення пухлини з ампутащею нижньо! юнщвки, оскшьки видалення анатомiчно важливих структур пояса нижньо! юнщвки, реконструкция дефекту для забезпе-чення функщонування юнщвки здебтьшого супро-воджуються високими показниками ускладнень [4]. Одшею з ключових проблем е необхщнють проведення
повторних мрурпчних втручань у зв'язку з ускладнен-нями (шфекщя перипротезного ложа, нестабтьнють конструкци, вивих ендопротеза кульшового суглоба), у тому числ1 й ампутаци [11].
Бюмехашчш дослщження пояса нижшх юнщвок тсля резекци исток таза та покращання результат л1кування в данш грут хворих е актуальним питанням сучасно! онколопчно! ортопеди [2, 5, 7, 13]. Досль дження стабтьносп ф1ксаци та розподту навантажень при реконструкций таза автотрансплантатом малогомт-ково! юсткм в поеднанш з ф1ксащею стрижнево-гвин-
© «Травма» / «Травма» / «Trauma» («Travma»), 2018
© Видавець Заславський О.Ю. / Издатель Заславский А.Ю. / Publisher Zaslavsky O.Yu., 2018
Для кореспонденци: Лазарев 1гор Альбертович, ДУ «1нститут травматологи та ортопеди НАМН УкраТни», вул. Бульварно-Кудрявська, 27, м. КиТв, 01601, УкраТна; e-mail: ilazarev@ukr.net For correspondence: I. Lazarev, State Institution "Institute of Traumatology and Orthopaedics of the NAMS of Ukraine'; Bulvarno-Kudriavska st., 27, Kyiv, 01601, Ukraine; e-mail: ilazarev@ukr.net
товою конструкцieю пiсля резекци типу I за ЕппеМщ доводить зростання значень напружень та ризик перелому автотрансплантата тсля збтьшення навантажен-ня, якщо металоконструкцiя вiдсутня. Пiсля iмпланта-ци показники напружень знижувалися. ВГдповГдно до стабiльностi фiксацii та концентраци напружень ком-бiнацiя методiв фшсаци тазового ыльця подвiйною балкою, гвинтами та трансплантащею малогомшково! кiстки е кращою, нiж iншi методи фшсаци в реконструкци таза тсля резекци типу I [13].
С^мкий розвиток комп'ютерних технологiй у ме-дицинi вiдкриваe новi можливостi покращання резуль-татiв хiрургiчного лiкування шляхом математичного моделювання заплановано! операци [2, 3, 5, 7—10, 13]. Даний метод дозволяе дослГдити поведшку як iмплан-тованих елементiв (металевих конструкцш зовшшньо! фiксацii, пластин, iнтрамедулярних стрижшв, ендо-протезiв, пластмасових систем та ш.), так i власних тканин (исток, хрящiв, зв'язково-капсульного апара-ту), що дае можливiсть проаналiзувати та покращити очiкуваний результат за рахунок вiдповiдного доопера-цiйного планування [2, 5, 8, 9].
Комп'ютерне моделювання вГдкривае новий погляд на резекци пухлини тазово! кустки. На сучасному ета-пi згiдно з результатами комп'ютерно! томографи до операци виготовлюються 3D-друкованi iндивiдуально виготовленi навiгацiйнi шструменти, що забезпечують можливiсть проведення оптимально! резекци в межах здорових тканин, причому похибка лшп резекци — вГд 1 до 4 мм. Бтьше того, дана конструкцiя бюмехашчно оцiнена на дооперацiйному етапi [10].
Обмежена ыльысть бiомеханiчних дослiджень iз ви-значенням поведiнки системи «ыстка — фiксатор — ен-допротез» для обгрунтованого пiдходу до реконструкци тазового кiльця металопластмасовим спейсером при онкопатологи стала мотивом для проведення цього до-слiдження.
Мета дослщження: вивчити поведiнку бюмеха-нiчноi' системи «ыстка — фшсатор — ендопротез» пiд навантаженням при рiзних типах гемшельвектоми за Enneking з реконструкщею дефекту тазового ыльця металопластмасовим спейсером.
Матерiали та методи
Для проведення порiвняльного аналiзу надiйностi фiксацii исток таза обрано чотири основних варiанти резекци та реконструкци тазового ыльця.
1. Внутршня гемiпельвектомiя за ЕппеИ^ (II тип): реконструкцiя дефекту тазово! ыстки металопластмасовим спейсером: 5 металевих гвинпв, що встановленi в клубову кiстку (3 шт.), лобкову (1 шт.), сГдничну (1 шт.) та з'еднаш металевою балкою для транспедикулярно! фiксацii, ацетабулярний компонент тотального ендопротеза кульшового суглоба розташований по контуру балки, анатомiчний контур тазово! ыстки в зош реконструкци заповнений кiстковим цементом.
2. Внутршня гемiпельвектомiя за Enneking (1—11 тип): реконструкщя дефекту тазово! ыстки метало-
пластмасовим спейсером: 4 металевих гвинти, що встановлеш в крижову ыстку (2 шт.), лобкову (1 шт.), сГдничну (1 шт.) та з'еднаш металевою балкою для транспедикулярно! фшсацГ!, ацетабулярний компонент тотального ендопротеза кульшового суглоба розташований по контуру балки, анатомiчний контур тазово! ыстки в зош реконструкцГ! заповнений ыст-ковим цементом.
3. Внутршня гемiпельвектомiя за Enneking (II—III тип): реконструкщя дефекту тазово! ыстки металопластмасовим спейсером: 5 металевих гвинтав, що встановлеш в клубову (3 шт.) та контралатеральну лобкову ыстку (2 шт.), з'еднаш металевою балкою для транспедикулярно! фшсацГ!, ацетабулярний компонент тотального ендопротеза кульшового суглоба розташований по контуру балки, анатомiчний контур тазово! ыстки в зош реконструкци заповнений ыстко-вим цементом.
4. Внутршня гемiпельвектомiя за Enneking (I—III тип): реконструкщя дефекту тазово! ыстки метало-пластмасовим спейсером: 4 металевих гвинти, що встановлеш в крижову ыстку (2 шт.), контралатеральну лобкову ыстку (2 шт.) та з'еднаш металевою балкою для транспедикулярно! фшсацГ!, ацетабулярний компонент тотального ендопротеза кульшового суглоба розташований по контуру балки, анатомiчний контур тазово! ыстки в зош реконструкцГ! заповнений ыстко-вим цементом.
Хiрургiчне втручання передбачало широке вишчен-ня пухлини тазово! ыстки, встановлення металевих гвинпв та моделювання балки в контралатеральш кон-тури резекци, встановлення ацетабулярного компонента тотального ендопротеза кульшового суглоба по контуру балки, заповнення анатомiчного контура тазово! ыстки полiметилметакрилатом.
На основi акшальних скашв стрально! комп'ютерно! томографи таза з проксимальним вГд-дтом стегново! ыстки та ендопротезом кульшового суглоба на сторош ураження, отриманих на комп'ютерному томографi Toshiba Activion 16, за до-помогою програмного пакета Mimics в автоматичному та натвавтоматичному режимах вГдтворено про-сторову геометрiю таза з проксимальними вГддшами стегнових кiсток (рис. 1). Засобами програмного пакета SolidWorks створено iмiтацiйну 3D-модель таза з проксимальним вГддшом стегнових кiсток та ендопротезом на сторош ураження (рис. 2, 3).
Наступним кроком створено iмiтацiйнi моделi з чотирма основними варiантами резекци ысток таза у хворих iз пухлинами тазово! ыстки та реконструкцГ! дефекту металопластмасовим спейсером iз металевих гвинпв, балки для транспедикулярно! фшсацГ! та по-лiметилметакрилату (рис. 4, 5).
Подальшi розрахунки здiйснювали методом сын-ченних елеменпв (СЕ), що дозволяе дослГдити ево-люцiю процесу деформування елементав iмiтацiйно! моделi таза, а саме ыстково! тканини, полiметилмета-крилату та фшсуючих металоконструкцiй iз великими геометричними i фiзично нелiнiйними властивостями
Рисунок 1. Вдтворення просторово/ геометрii таза
в ПOЛiЛiHiЯX
Рисунок 2. ¡мтацшна модель таза
з проксимальними вiддiлами стегнових ксток й ендопротезом
Рисунок 3. 3D-модель компонент/в ендопротеза кульшового суглоба
Рисунок 4.1мтащйш моделi основних вар/ант/в фксацН' к/сток таза тсля ixрезекцп: а) 1-й вар'ант; б) 2-й вар'ант; в) 3-й вар'ант; г) 4-й вар'ант
Рисунок 5. Реконструк^я дефекту металопластмасовим спейсером iз металевих гвинт'ш, балки для транспедикулярноi фiксацil та полiметилметакрилату
Таблиця 1. Ф'1зико-механ1чн1 властивост матер1ал1в моделi
Матерiал Модуль Юнга, Ра Коефщент Пуассона Межi мщносл, МРа
Кортикальний шар кютки 17,6е9 0,3 10-25
Спонгюзний шар кютки 5,0е8 0,28 3,5-4,5
Хрящ 5е6 0,45 -
Титан ВТ 16 i ВТ 6 1,12е11 0,32 590
Медична сталь 17Х18Н9 2е11 0,3 568
Полiметилметакрилат 8е10 0,3 35-42(до 70)
Полiетилен 1,76е9 0,45 -
матерiалiв i змiнними в чаш зовшшшми впливами. Для проведення розрахуныв НДС методом СЕ iмiтацiйнi моделi було iмпортовано в програму ANSYS. У роз-рахунках застосовували фiзичнi властивостi кiстково! тканини, яы отриманi з лiтературних джерел [1], фь зичнi властивостi матерiалiв фiксаторiв отримували з !х технiчно! документаци (табл. 1).
Як навантаження моделi прийнято дiю перерахо-вано! маси тша для середньостатистично! маси тта людини 75 кг у положенш стоячи з урахуванням мас-шерцшних характеристик — верхня половина тта (голова, верхш кiнцiвки, тулуб до пояса) становить 59,3 % вщ загально! маси тiла людини [1]. Отже, до моделi прикладали зусилля 750 Н х 0,593 = 445 Н, яке було розподтено по усш площинi тазового кшьця (рис. 6).
У напiвавтоматичному режимi згенеровано СЕ модель для вск моделей, яка нал1чувала в середньому 1 700 000 вузлiв та 1 200 000 елементав (рис. 7). Для збть-шення точностi розрахунюв сiтка ущтьнена в делянках контакту та для елементав фшсацй й ендопротеза. СЕ штка представлена переважно тетраедричними елемен-
тами (Tetrahedrons), po3Mip яких на основнiй моделi не перевищуе 2 мм, у мюцях згущення — 0,5—1 мм.
Ключовими показниками для порiвняльного аналь зу обраш данi, отриманi шляхом розрахунюв значення штенсивносл напружень (за Мiзисом) та перемiщення (Total Deformations). Значення напружень визначали на усiх елементах модел^ перемiщення розглядались для вше! моделi загалом, а також по площиш лобкового та крижово-клубового зчленувань.
Результати та обговорення
Розподiл напружень на вшх елементах моделi подано в табл. 2. Максимальш значення напружень на поль метилметакрилат спостерiгались при гемiпельвектомii
I—III типу (4-й варiант) iз показниками 24,67 МРа та значно нижчi — при II—III (3-й варiант) — 7,32 МРа, II (1-й варiант) — 6,59 МРа та I—II (2-й варiант) — 6,46 МРа. Максимальш значення напружень на балщ з гвинтами спостериались при I—II тит (2-й варiант) — 169,27 МРа, нижчi — при II (1-й варiант) — 141,27 МРа та I—III (4-й варiант) — 132,34 МРа i мiнiмальнi — при
II—III (3-й варiант) — 107,11 МРа (табл. 3, рис. 8). Мак-
Рисунок 6. Граничн умови (розрахункова схема за^плення та навантаження)
Рисунок 7. Сюнченно-елементна модель
симальш значення напруження на гвинтах в ушх моделях зосередженi тд головкою i не перевищують меж! мщноста, а мiнiмальнi — в !х дистальних частинах, тому довжина гвинтiв не буде суттево впливати на стабть-нiсть конструкци. Максимальш значення напружень на металевiй балщ в основному концентруються в мю-цях контакту з крiпленням на гвинтах та мшмальш — в середнш частинi спейсера, тому доцтьшсть встанов-лення балки для об'еднання контралатеральних головок гвинтiв шддана сумнiву, що потребуе додаткового дослщження.
За результатами розрахункiв розподiлу напружень по вшх елементах моделi можна побачити, що най-бiльш стабтьним е II тип (1-й варiант) та 1—11 типи (2-й варiант хiрургiчного втручання). При цьому чим бшьший вiдсоток становить спейсер з полiметилмета-крилату, тим бiльше навантажуеться контралатераль-на сторона моделi, де можуть виникати залишковi напруження з появою мшротрщин та деградаци ыст-ково! тканини. Також зi збшьшенням об'ему полiме-тилметакрилату зростають напруження в ньому самому. В умовах неяысно! фшсаци гвинтiв та армування п!д дieю циклiчних навантажень це може призводити до вщокремлення металу вiд полiметилметакрилату (табл. 2, рис. 8).
Максимальш значення напружень на металевш бал-цi переважно концентрованi в мiсцях контакту з крь пленням на гвинтах та мшмальш — у середнiй частиш спейсера, тому доцiльнiсть встановлення балки для об'еднання контралатеральних головок гвинтав поддана сумнiву та потребуе додаткового дослщження.
За результатами розрахунив розпод1лу напружень по Bcix елементах модел1 можна побачити, що найбтьш стаб1льним е 1-й та 2-й варiанти xiрургiчного втручання. При цьому чим бшьший вщсоток становить спейсер i3 пол1метилметакрилату, тим бшьше навантажуеться контралатеральна сторона модел1, де можуть виникати залишков1 напруження з появою мкротрщин та деградаци юстково1 тканини. Також 3i збшьшенням обсягу пол1метилметакрилату зростають напруження в ньому самому. В умовах неятсно! ф1ксаци гвинт1в та армування тд д1ею цикл1чних навантажень це може призводити до вщокремлення металу вщ метилметакрилату;
Показники загальних та локальних перем1щень у мо-дел1 подано в табл. 3. Максимальш значення загальних перемщень заф1ксовано при I—II тит гемшельвектоми (2-й вар1ант) — 3,78 мм, дещо нижч1 — при II (1-й вар1ант) — 3,51 мм та II—III (3-й вар1ант) — 3,51 мм, мшмальш — при I—III (3-й вар1ант) — 2,84 мм (табл. 3, рис. 9, 10).
Найбшьш1 показники перемщень в ус1х моделях виявлено на крижово-клубовому зчленуванн1 на сторон! ураження при I—II тит гемшельвектоми (2-й вар1ант) — 2,54 мм, дещо нижч1 — у II (1-й вар1ант) — 2,43 мм та II—III (3-й вар1ант) — 2,47 мм, мшмальш — I—III (4-й вар1ант) — 2,01 мм.
Дещо нижч1 та р1внозначш показники перем1щень для ус1х дослщжуваних моделей на крижово-клубовому зчленуванн1 контралатерально! сторони при I—II тит гемшельвектоми (2-й вар1ант) — 1,65 мм, II—III (3-й вар1ант) — 1,64 мм, II (1-й вар1ант) — 1,6 мм та I—III (4-й вар1ант) — 1,55 мм.
Таблиця 2. Розподл напружень на в&х елементах модел'1
Локaлiзaцiя 1-й BapiaHT 2-й BapiaHT 3-й BapiaHT 4-й BapiaHT
Контралатеральна стегнова кютка 11,73 11,92 12,05 17,02
Контралатеральний хрящ стегново! кютки 2,3 2,34 2,4 1,35
Контралатеральний хрящ кульшово! западини 3,99 3,77 3,85 1,87
Контралатеральна клубова кiстка 5,63 6,28 5,08 4,91
Контралатеральний хрящ крижо-во-клубового зчленування 1,94 2,1 1,63 0,54
Крижова кютка 1,61 16,44 1,54 10,08
Хрящ крижово-клубового зчленування на сторон ураження 0,7 - 0,61 -
Стегнова кютка на сторон ураження 2,11 2,11 2,15 2,11
Залишки кiстковоí тканини клубово! кiстки на сторон ура-ження 5,01 5,06 6,77 -
Метилметакрилат 6,59 6,46 7,32 24,67
Балка з гвинтами 141,27 169,27 107,11 132,34
Ендопротез 38,1 9,27 5,67 4,5
Орипнальы дослiдження / Ог1д1па! РезеагсИез |
а)
а = 141,27 МРа
тах '
б)
£ = 0,087 мм
тах
в)
а = 169,27 МРа
тах
Г)
а = 107,11 МРа
тах
а
е)
, = 191,12 МРа
г)
, = 0,077 мм
д)
= 0,083 мм
а
е)
. = 189,32 МРа
£
£
Рисунок 8. Розподл напружень та деформац'й: а, б) для 1-го вар'анта х'рурпчного втручання; в, г) 2-го вар'анта х'рурпчного втручання; Г, д) 3-го вар!анта х!рург!чного втручання; е, е) 4-го вар'анта х'рурпчного втручання
Рисунок 9. Показники загальних та локальних перем!щень в модел! для 1-го вар'анта х!рург!чного втручання: а) загальн! перемщення; б) по ос X; в) по ос Y; г) по ос Z; 2-го вар'анта х'рурпчного втручання: Г) загальн перем!щення; д ) по ос X; е) по ос Y; е) по ос Z
а)
A: Static Structural
Total Deformation Type: Total Defori
б)
в)
г)
Рисунок 10. Показники загальних та локальних перем!щень в модел! для 3-го вар!анта х!рург!чного втручання: а) загальн! перем!щення; б) по ос X; в) по ос Y; г) по ос Z; 4-го вар'анта х'рурпчного втручання: f) загальн перем!щення; д) по ос X; е) по ос Y; е) по ос Z
Ще нижчi показники перемщень виявлено на лобковому зчленуванш на сторош ураження при I—II тиш гемшельвектомй' (2-й варiант) — 1,45 мм, дещо ниж-4i — при II (1-й варiант) — 1,39 мм, II—III (3-й варь ант) — 1,18 мм та мшмальш — при I—III (4-й варь ант) — 0,99 мм.
Найнижчi показники перемщень виявлено на лобковому зчленуванш контралатерально! сторони
при I—II (2-й варiант) та II—III (3-й варiант) тиш гемшельвектомй' — 1,18 мм, дещо нижчi — при II (1-й варiант) — 1,14 мм та мшмальш — при III (4-й варь ант) — 0,99 мм.
Максимальш значення загальних перемщень за-фшсовано при I—II тиш гемшельвектомй' (2-й ва-рiант) — 3,78 мм, дещо нижчi — при II (1-й варь ант) — 3,51 мм та II—III (3-й варiант) — 3,51 мм,
Таблиця 3
Локaлiзaцiя 1-й BapiaHT 2-й BapiaHT 3-й BapiaHT 4-й BapiaHT
Загальн перемщення 3,51 3,78 3,51 2,84
Локальн
По oci Х контралатеральна сторона 0,075 -0,071 -0,04 0,11
По оа Х на сторон ураження -0,29 0,91 0,82 0,52
По оа Y контралатеральна сторона 0,46 0,56 0,55 0,46
По оа Y на сторон ураження -3,11 -3,2 -2,93 -2,23
По оа Z -1,95 -2,11 -2,06 -1,85
На лобковому зчленуванн, контралатеральна сторона 1,14 1,18 1,18 0,99
На лобковому зчленуванн на сторон ураження 1,39 1,45 1,18 0,99
На крижово-клубовому зчленуванн, контралатеральна сторона 1,6 1,65 1,64 1,5
На крижово-клубовому зчленуванн на сторон ураження 2,43 2,54 2,47 2,01
Примтка: «-» — в таблицi вказуе на те, що перемщення вдбувалися в протилежному напрямку ос!.
мшмальш — при I—III (4-й BapiaHT) — 2,84 мм (табл. 3, рис. 9, 10).
Отримаш значення показнитв локальних перемь щень за осями X, Y, Z при piзних вapiaнтaх хipуpгiч-ного втручання вiдpiзняються несуттево та не переви-щують порогових значень.
Як видно з табл. 3 та рис. 9—10, збтьшення обсягу полiметилметaкpилaту збтьшуе жорсттсть моделi за-галом. Це, з одного боку, пдвищуе зaгaльнi напружен-ня в моделi, а з шшого — зменшуе ризики виникнення трщин вiд «втоми» мaтеpiaлу.
Найбтьш жорсткою констpукцiею можна вважа-ти модель I—III типу гемшельвектомп (4-й вapiaнт хipуpгiчного втручання), але в нiй виникають достат-ньо великi напруження, що не дае оцшити даний вид хipуpгiчного втручання як нaйнaдiйнiший. 3i свого боку, II тип (1-й вapiaнт) хipуpгiчного втручання мае дещо бiльшi пеpемiщення на фонi достатньо низьких показниыв напружень, що виникають у дашй моделi, тому саме такий вapiaнт можна вважати бiльш оп-тимальним. Тобто зменшення значень напружень у моделi виникають за рахунок збтьшення покaзникiв пеpемiщень елементiв модел^ якi вiдбувaються переважно по площиш лобкового та крижово-клу-бового зчленувань. Поведшка моделей I—II (2-й вapiaнт) та II—III (3-й вapiaнт) типiв, за даними сшввщношень покaзникiв нaпpужень/пеpемiщень, також демонструе достатню стaбiльнiсть фшсаци елементiв моделi.
Висновки
1. Результати бюмехашчних дослiджень демон-струють максимальну нaдiйнiсть II типу (1-й вapiaнт) внутршньо! гемшельвектомп.
2. Виявлено втсутшсть зaлежностi стaбiльностi конструкци вiд довжини гвинтiв.
3. Доцтьшсть встановлення балки для об'еднання головок гвинтав пiддaнa сумнiву, що потребуе додатко-вого дослiдження.
4. Збтьшення обсягу полiметилметaкpилaту в конструкцй' призводить до збтьшення навантаження контралатерально'1 сторони модел^ де можуть виника-ти дтянки залишкових напружень. При цьому зроста-ють напруження в самому полiметилметaкpилaтi, що в умовах неяысно! фшсаци гвинтiв та армування шд дiею циклiчних навантажень може призводити до його втокремлення вiд металу.
5. Зменшення значень напружень у моделi виникають за рахунок збтьшення показнишв пеpемiщень елементiв модел^ якi вiдбувaються переважно по площиш лобкового та крижово-клубового зчлену-вань.
6. Збтьшення навантаження на конструкцш у хворих iз надлишковою вагою прямо пропорцшно збiльшуе ризик виникнення нестабтьносп конструкцй'.
Конфлiкт iffrepeciB. Автори заявляють про вщсут-нiсть конфлшту iнтеpесiв при пiдготовцi дано'' статп.
Список лiтератури
1. Зациорский В.М. Биомеханика двигательного аппарата человека/В.М. Зациорский, А.С. Аруин, В.Н. Селуя-нов. — М.: Физкультура и спорт, 1981. — 143 с.
2. Напружено-деформований стан проксимального вiддiлу стегновог кстки в умовах моделювання порожнин-них шсткових дефектiв вр1зних за навантаженням зонах/ В.А. Фшпенко, З.М. Мтелева, В.О. Мезенцев, О.В. Яресь-ко// Укршнський морфологiчний альманах. — 2006. — Т. 4, № 1. — С. 104-107.
3. Напружено-деформований стан проксимального вiддiлу стегново'1 шстки з наявшстю порожнистого дефекту (осередок фiброзноi дисплазн) в умовах остеосин-тезурiзними типами фiксаторiв/ 1.А. Лазарев, Ю.М. Гук, Ю.В. Олтник, М.В. Скибан // Травма. — 2015. — Т. 16, № 3. — С. 62-70.
4. Толстопятов Б.А. Диагностика и лечение первичных опухолей костей таза: Дис... д-ра мед. наук: 14.01.07/ Толстопятов Борис Аксентиевич. — К., 1980. — 358 с.
5. Фшпенко В.А. Метода кшцевих елементiв в клшчшй бюмеханщ та прогнозування результатiв пластики шсткових порожнин за допомогою рiзновидiв кальцш-фосфатних керамк / В.А. Фытенко, З.М. Мтелева, З.З. Зиман // Ортопедия, травматология и протезирование. — 2006. — № 2. — С. 34-41.
6. Bickels J. Overview of pelvic resections: surgical considerations and classification // Musculoskeletal Cancer Surgery /Bickels J., Malawer M. — Dordrecht: Springer, 2001. — P. 203-213.
7. Development offinite element model for customized prostheses design for patient with pelvic bone tumor / T. Iqbal, L. Shi, L. Wang et al. // Proceedings of the Institution of Mechanical Engineers. Part H. Journal of engineering in medicine. — 2017. — V 231, № 6. — P. 525-533.
8. Kubichek М. Stress strain analysis of Knee joint / М. Ku-bichek, Z. Florian // Engineering Mechanics. — 2009. — V. 5, № 16. — P. 315-322.
9. Maganaris C.N. In vivo human tendon mechanical properties /C.N. Maganaris, J.P. Paul// Journal of Physiology. — 1990. — V. 521, № 1. — P. 307-313.
10. One-step reconstruction with a 3D-printed, biomechani-cally evaluated custom implant after complex pelvic tumor resection / K.C. Wong, S.M. Kumta, N.V. Geel, J. Demol // Journal Computer Aided Surgery. — 2015. — V. 20, № 1. — P. 14-23.
11. Pelvic Resections / A. Mavrogenis, K. Soultanis, P. Patapis et al. // Orthopedics. — 2012. — V. 35. — Р. 232243.
12. Reconstruction of th€ hemipelvis after the excision of malignant tumors /A. Abudu, R.J. Grimmer, S.R. Cannon et al. // The Journal of Bone and Joint Surgery. — 1997. — V. 79. — P. 773-779.
13. Yongwei J. Finite Element Analysis of Pelvic Reconstruction Using Fibular Transplantation Fixed with Rod-Screw System After Type I Resection / J. Yongwei // Chinese Medical Journal. — 2008. — V. 121, № 4. — P. 321326.
Отримано 02.08.2018 ■
Лазарев И.А.1, Костюк В.Ю.2, Дедков А.Г.2, Скибан М.В.1
1ГУ «Институт травматологии и ортопедии НАМН Украины», г. Киев, Украина
2Национальный институт рака, г. Киев, Украина
Биомеханическое компьютерное моделирование поведения системы «кость — фиксатор — эндопротез» при различных видах внутренней гемипельвэктомии
Резюме. Реконструктивные хирургические вмешательства после удаления опухоли тазовой кости остаются сложным вопросом современной онкологической ортопедии. С целью изучения поведения биомеханической системы «кость — фиксатор — эндопротез» под нагрузкой при разных типах внутренней гемипельвэктомии проведен конечно-элементный анализ напряженно-деформированного состояния моделей четырех основных вариантов резекции костей таза у больных с опухолями тазовой кости. На основе аксиальных сканов спиральной компьютерной томографии таза с проксимальным отделом бедренной кости и эндопротезом тазобедренного сустава с помощью программного пакета Mimics воссоздана пространственная геометрия таза и созданы 3D-имитационные модели разных типов внутренней гемипельвэктомии по Enneking с реконструкцией дефекта тазового кольца металлопластмасо-вым спейсером. Дальнейшие расчеты осуществляли методом конечных элементов с определением напряженно-деформированного состояния программными средствами ANSYS. Ключевыми показателями для сравнительного анализа избраны даные, полученные путем расчетов значений интенсивности напряжений (по Мизису) и перемещений (Total Deformations). Биомеханические исследования демонстрируют максималь-
ную надежность II типа внутренней гемипельвэктомии. Максимальные значения напряжений на винтах во всех моделях сосредоточены под головкой, минимальные — в их дисталь-ных частях и не превышают границу прочности материала, поэтому длина винтов не существенно влияет на стабильность конструкции. Максимальные напряжения на балке во всех моделях локализуются в местах контакта с креплением на винтах, минимальные — в средней части спейсера. Целесообразность установки балки для объединения головок винтов нуждается в дополнительном исследовании и коррекции методики реконструкции. Достоверность возникновения нестабильности или разрушения конструкции увеличивается в результате циклических нагрузок, что сопровождается ростом значений напряженно-деформированного состояния и может быть основанием для подбора оптимальной тактики. Вероятность возникновения нестабильности или разрушения конструкции увеличивается в результате циклических нагрузок, что сопровождается ростом значений напряженно-деформированного состояния и может быть основанием для подбора оптимальной тактики реконструктивных операций после удаления опухоли. Ключевые слова: опухоль тазовой кости; гемипельвэктомия; напряженно-деформированное состояние
I.A. Lazarev1, V.Yu. Kostiuk2, A.G. Diedkov2, M.V. Skiban1
1State Institution "Institute of Traumatology and Orthopaedics of the NAMS of Ukraine", Kyiv, Ukraine 2National Cancer Institute, Kyiv, Ukraine
Biomechanical computer modeling of "bone-fixator-endoprosthesis" system functioning after different types of internal hemipelvectomy
Abstract. Reconstructive surgical intervention after removing pelvic bone tumor remains a complex issue for modern orthopedic oncology. In order to substantiate the functioning of biomechanical system "bone-fixator-endoprosthesis" under load in different types of internal hemipelvectomy, a finite element analysis of stressstrain state was performed in four major variants of pelvic bone resection in patients with pelvic bone tumors. Based on axial scans of spiral computed tomography of the pelvis with proximal femur and hip endoprosthesis, using the Mimics software package, there was created the pelvis spatial geometry and 3D simulation models of different internal hemipelvectomy types by Enneking with defect reconstruction by spacer. Subsequent calculations were carried out using finite element method with calculation of stress-strain state by ANSYS package. The key indicators for the comparative analysis were selected data obtained by calculating the value of stress (by von
Mises) and total deformations of the model. Biomechanical studies demonstrate the maximum reliability of hemipelvectomy type II. In all investigated models, the maximum stress is located under the head of screws and do not exceed the limits of strength, and minimal stress is located on distal parts of screws, so the length of the screws will not significantly affect the stability of construction. In all investigated models, the maximum stress on the beam was established in the places of contact with screws and minimal — in the middle part of the spacer, so the installation of the beam to join screw heads requires further investigation and correction of the reconstruction technique. The risk of instability or destruction of construction increases as a result of cyclic loads that is followed by an increase in stress-strain state and could be the basis for more accurate selection of optimal tactics of reconstructive surgery after tumor removal. Keywords: pelvic bone tumor; hemipelvectomy; stress-strain state
