CC BY
11
Численное моделирование полного протеза коленного сустава с силиконовой прослойкой / А. Мааче, М. Амаджи, Х. Амеддах, Х. Мазуз // Российский журнал биомеханики. - 2024. - Т. 28, № 1. - С. 77-87. - DOI 10.15593/RZhBiomeh/2024.1.06
РОССИИСКИИ ЖУРНАЛ БИОМЕХАНИКИ № 1,2024
RUSSIAN JOURNAL OF BIOMECHANICS
https ://ered.pstu. ru/index.php/rjb
Научная статья
DOI: 10.15593/RZhBiomeh/2024.1.06 УДК 531/534: [57+61]
ЧИСЛЕННОЕ МОДЕЛИРОВАНИЕ ПОЛНОГО ПРОТЕЗА КОЛЕННОГО СУСТАВА С СИЛИКОНОВОЙ ПРОСЛОЙКОЙ
А. Мааче1, М. Амаджи1, Х. Амеддах2, Х. Мазуз1
1 Производственно-исследовательская лаборатория, Университет Батны, Батна, Алжир
2 Лаборатория инноваций в строительстве, экодизайне и сейсмотехнике, Университет Батны, Батна, Алжир
О СТАТЬЕ
АННОТАЦИЯ
Получена: 02 ноября 2023 Одобрена: 01 марта 2024 Принята к публикации: 15 марта 2024
Ключевые слова: полный протез коленного сустава, силиконовый слой, гиперупругая модель Муни - Ривлина, перемещение, напряженно-деформированное состояние
При заболевании коленного сустава (остеоартрит) требуется его замена полным протезом. Как правило, этот протез состоит из трех частей: бедренного компонента из кобальтового сплава СоСгМо, большеберцовой вставки из полиэтилена и большеберцового компонента из титанового сплава Т6Л14У. Данный тип протезов недостаточно функционален, так как после нескольких лет имплантации большеберцовая вставка из полиэтилена изнашивается и разрушается, что влияет на биосовместимость протеза и качество жизни пациента. В исследовании рассмотрены две модели полного протеза коленного сустава (с силиконовой прослойкой и без неё). Для описания механического поведения прослойки использовалась гиперупругая модель Муни - Ривлина. В данной работе рассматривается напряженно-деформированное состояние протеза при ударе в результате падения с высоты 75 см. Результаты показали, что перемещения первой модели составили 0,039 мм, а второй 1,41 мм. Сравнение полученных результатов с расчетами на здоровом колене показали, что поведение второй модели (с силиконовой вставкой) ближе к таковому здорового коленного сустава. Можно сделать вывод, что использование протеза с гиперупругой силиконовой вставкой делает имплантат более близким по механическим свойствам к здоровому колену и обеспечивает большую стабильность и демпфирование по сравнению с существующими полными протезами коленного сустава.
©ПНИПУ
Введение
Операция по полному протезированию коленного сустава - это надежная хирургическая процедура для компенсации потери функции нижней конечности. Такого результата нельзя достичь другими методами лечения [9]. Более 30 лет ведется разработка различных типов полного протеза коленного сустава (ППКС). Полный протез мыщелкового типа был успешно разработан ранее и стал образцом для хирургии полного протезирова-
ния [21]. Основными производителями такого типа протезов являются DePuy Synthes, Zimmer Biomet® и Smith Nephew [21, 31]. Операции по замене коленного сустава проводятся при неизлечимом износе сустава сопровождающимся сильными болями. Боли, как при нагрузке, так и при состоянии покоя, значительно ограничивают повседневную жизнь пациента. Протезирование коленного сустава способствует снижению болевых ощущений и улучшению функций нижней конечности [25]. ППКС должен быть изготовлен из биоматериалов, так как нахо-
© Абдельхак Мааче - профессор, Университет Батны e-mail: [email protected] ¡D 0000-0002-9824-8447
© Мусса Амаджи - доцент, Университет Батны 0000-0003-1432-9715
© Хасене Амеддах - профессор, Университет Батны 0000-0003-2572-7372 © Хаммуди Мазуз - профессор, Университет Батны
Эта статья доступна в соответствии с условиями лицензии Creative Commons Attribution-NonCommercial 4.0 International License (CC BY-NC 4.0)
This work is licensed under a Creative Commons Attribution-NonCommercial 4.0 International License (CC BY-NC 4.0)
дится в контакте с организмом человека [38]. Выделяют три основных компонента ППКС:
1) бедренный компонент из кобальтового сплава CoCrMo, прикрепленный к нижнему концу бедренной кости;
2) большеберцовая пластина из титанового сплава Ti6Al4V, прикрепленная к верхнему концу больше-берцовой кости;
3) большеберцовая вставка из сверхвысокомолекулярного полиэтилена (СВМПЭ) для замены изношенного хряща [30].
Исследования показали, что витамин Е способствует приживаемости вставки из СВМПЭ [36]. Было обнаружено, что износ можно свести к минимуму, уменьшив контактные напряжения [29]. Также были разработаны новые биоактивные биоразлагаемые сплавы на основе Mg с пищевым микроэлементом (германием) для образования апатита, возникающего на поверхности модифицированного металла (титана) [6, 22]. Такие сплавы обладают потенциалом для использования в качестве ортопедических имплантатов благодаря хорошему сочетанию их механических свойств, коррозионной стойкости, цитосовместимости и гистосовместимости. Китайские ученые в своей статье предлагают подход для поддержания стабильности искусственных суставов из СВМПЭ, с применением небольшого количества антиок-сидантов; витамин Е и Д-сорбитол использовались в качестве основного и дополнительного антиоксидантов соответственно [24]. Такая комбинация улучшает окислительную стабильность СВМПЭ. Американские ученые выделяют следующие комбинации биоматериалов в суставных протезах: «металл - металл», «металл -полиэтилен» и «керамика - керамика». Полиэтиленовые компоненты протеза подвергаются высоким нагрузкам во время повседневной деятельности, например при подъеме по лестнице, что приводит к износу полиэтилена. Данный аспект является основной проблемой при эксплуатации протезов коленного сустава [7, 27]. По оценкам Джона М. Куклера, скорость износа импланта-тов «металл - металл» в 60 раз меньше, чем у обычных имплантатов [12, 13].
Тазобедренные суставы «металл - металл» были введены для решения проблемы остеолиза (активное разрушение костной ткани остеобластами) [39]. Такие тазобедренные имплантаты считаются более прочными, чем имплантаты «металл - пластик» или «металл - керамика», что делает их более подходящими для молодых пациентов [13]. Чтобы уменьшить износ между деталями, большеберцовая вставка из СВМПЭ была заменена металлической вставкой из «кобальт - хромового» сплава CoCrMo. Ортопедические протезы «металл - металл» более устойчивы к износу, чем протезы «металл -на - полиэтилене» [8, 15, 20]. Для решения проблемы был добавлен четвертый компонент-слой СВМПЭ, который поглощает удары и имитирует «поведение» здорового мениска [34]. Мениски выполняют важнейшие механические функции в колене, такие как: распределение
нагрузки, поглощение ударов, улучшение конгруэнтности между мыщелком бедренной кости и плато больше-берцовой кости, а сверхэластичный материал может растягиваться и сжиматься при очень высоких нагрузках [1, 16, 26, 33]. Кроме того, силикон отличается некоторыми характеристиками, включая биосовместимость и биостойкость, что делает его важнейшим компонентом в области медицины [11].
Цель данного исследования - предложить новый материал для прослойки протеза коленного сустава с целью снижения ударной нагрузки. Необходимо чтобы биомеханическое поведение протеза было идентичным работе колена в норме. Для этого было проведено 3D-моделирование поведения протеза с гиперупругой прослойкой при ударной нагрузке. Было проведено сравнение существующего протеза и нового протеза с гиперупругой прослойкой.
Данная статья включает четыре раздела: в первом представлено геометрическое и функциональное описание изучаемых моделей; во втором описываются механические свойства материалов, используемых при моделировании, расчет приложенной силы, граничные условия и тип используемой сетки; в третьем представлены результаты распределения напряжений по Мизесу и перемещения полиэтиленовой вставки в первой модели и силиконовой вставки во второй модели; в четвертом обсуждаются преимущества протеза с силиконовой прослойкой.
Материалы и методы
Геометрическое и функциональное описание
Исследовались две модели полного протеза коленного сустава с использованием программного обеспечения SolidWorks и Ansys Workbench.
Первая модель состоит из трех частей. Первая часть из титанового сплава Ti6Al4V с четырьмя цилиндрическими направляющими устанавливается на большебер-цовой кости и называется большеберцовый компонент. Вторая часть представляет собой полиэтиленовую вставку толщиной 7,5 мм с четырьмя цилиндрическими отверстиями. Эти отверстия позволяют большеберцо-вому компоненту и полиэтиленовой вставке точно совпадать друг с другом при установке. Третья часть из кобальтового сплава CoCrMo устанавливается на бедренную кость и называется бедренным компонентом (рис. 1, а). Во второй модели используются аналогичные компоненты с добавлением силиконовой прослойки (рис. 1, б). В норме коленный сустав содержит два хряща (один на бедренной кости, а другой на большеберцовой кости). Толщина каждого из хрящей составляет 2 мм [5, 37]. Именно это побудило использовать силиконовую прослойку (рис. 1, в), которая обладает почти теми же механическими свойствами.
Материалы
В настоящее время составные части протезов коле-
в
Рис. 1. Геометрия двух моделей полного протеза коленного сустава: а - геометрия первой модели; б - геометрия второй модели; в - первая и вторая модели в разрезе
ного сустава изготавливаются из различных биоматериалов: титановый сплав, кобальтовый сплав, полиэтилен и др.
Ti6Al4V - наиболее распространенный сплав, используемый в имплантатах коленного сустава [40]. Титан образует волокнистую металлическую структуру, которая способствует росту кости и улучшает фиксацию. Также, Ti6Al4V обладает хорошей коррозионной стойкостью за счет образования окисленного слоя на своей поверхности [42], низкой плотностью, хорошей биосовместимостью и превосходными механическими свойствами, включая высокую прочность и близкий к кости модуль Юнга [17].
Сплав CoCrMo обладает высокой износостойкостью и используется на поверхностях имплантатов в условиях повышенного износа. К сожалению, сплав CoCrMo обладает низкой биологической активностью, более высокой плотностью и более высоким модулем упругости, чем титан [32, 35].
СВМПЭ обладает теми же преимуществами, что и биоматериалы для медицинских имплантатов и применяется для изготовления имплантатов при реконструкции лица и черепа [35]. Кроме того, он является наиболее часто используемым полимерным материалом для ортопедических опорных поверхностей тазобедренных и коленных протезов [40].
Первая модель
В первой модели протеза используются титановый сплав Ti6Al4V, кобальтовый сплав CoCrMo и полиэтилен. Свойства этих материалов показаны в табл. 1.
Вторая модель
Во второй модели используются три материала (титановый сплав Ti6Al4V, кобальтовый сплав CoCrMo и силикон). Их свойства также показаны в табл. 1. Силикон в основном используется в биомедицинских целях из-за его биосовместимости и возможности сочетания с другими биоматериалами [28]. Средний слой протеза изготовлен из силикона, который является гиперупругим материалом чье механическое поведение может быть описано с помощью гиперупругой модели [23, 43].
Гиперупругая модель
Для описания поведения гиперупругих материалов применяются модели, где вводится функция плотности энергии деформации W [41]:
W = = W(X1, Х2, Х3) = , 12, /3), где ^, Х2, Х3 - главные удлинения, , 12, /3 - инварианты левого тензора деформаций Коши - Грина,
б
а
Таблица 1
Механические свойства биоматериалов, использованных при моделировании [33]
Биоматериал Модуль Юнга МПа Коэффициент Пуассона
ША14У 114000 0,35
Полиэтилен (СВМПЭ) 1000 0,49
СоСгМо 220000 0,32
Таблица 2 Параметры модели Муни - Ривлина
Параметр, МПа Параметр, МПа
с С10 0,21 Сп -0,28
с С01 0,69 с С20 0,29
с С02 0,07 д—1 4,15
Р - градиент деформации.
/1 = КБ = х2 +х\ +Х2Ъ.
12 =
—(I2 — бх б)—^2 + +
13 — б — х2 х2х|,
б = рр1 .
Существует несколько моделей, описывающих гиперупругое поведение: полиномиальная модель, модель Огдена, модель Муни - Ривлина, модель Нео-Гука, модель Йео, модель Арруда - Бойс. В данной работе для расчетов была выбрана модель Муни - Рив-лина.
Муни и Ривлин разработали нелинейную теорию упругости для больших деформаций в 1950-х гг. Муни разработал специальную модель материала, позже Рив-лин разработал общую теорию, основанную на выражении, основанном на энергии деформации.
^—е :=С (л—3)- (—зу:1 — (^——)2',
где Су и Dj - материальные константы, J является определителем тензора градиента деформации и связанны с объемным модулем упругости.
Существуют различные порядки модели Муни - Ривлина, которые могут быть реализованы. Модель Муни - Ривлина может быть второго, третьего, пятого и девятого порядка. Порядок модели соответствует количеству констант, необходимых для расчётов.
На первых этапах исследований была выбрана модель Муни - Ривлина с двумя постоянными.
- - 1 2
W — Сю (I— — 3) + С01 (12 — 3) + — 1)2
Но полученные результаты были некорректны. В дальнейшем использовалась модель Муни - Ривлина с пятью постоянными [14].
В исследовании, проведенном Ардатовым и соавт. [26], изучено поведение хрящевой ткани с использованием модели Муни - Ривлина. Как указывалось ранее, силиконовая прослойка нового коленного протеза служит заменителем или эквивалентом естественного хряща, находящегося в коленном суставе. Мы рассмотрели нелинейные характеристики силиконовой прослойки и использовали модель Муни - Ривлина для
описания его поведения, для более глубокого представления о механическом поведении составных частей нового коленного протеза. В табл. 2 представлены используемые в данной работе параметры модели Муни - Ривлина [23].
Методы
В данной работе рассматривается имитация удара при свободном падении с высоты 75 см для демонстрации напряженно-деформированного состояния протеза. Прикладываемая нагрузка на стопы при свободном приземлении зависит от высоты, мягкости грунта, мягкости обуви, сгибания суставов, положения при приземлении и т.д.
Конфигурация коленного протеза представлена на рис. 2, что соответствует разогнутому положению ноги.
Граничные условия и условия нагрузки
Скорость испытуемого во время свободного падения [28] можно оценить, используя уравнение
V2 — V2 —
V (I) — V 2 • 9,806 • 0,75 у = 3,835 м/с.
Среднее время удара составило 0,04 с. Ударная нагрузка определяется как:
I 3,835
| РЛ — | шЛу, 0 0 р — 6136 Н.
Данная сила была приложена к большеберцовой пластине. Бедренный компонент был полностью зафиксирован (см. рис. 2).
Конечно-элементная сетка
Для выполнения анализа сходимости сетки была приложена сила в направлении оси у. Были протестированы четыре конечно-элементые сетки (рис. 3), с количеством элементов от 6810 элементов (сетка 1) до 28008 элементов (сетка 4). Сетка была выполнена с использованием четырехгранных элементов с десятью узлами (Те/10). Из результатов анализа сходимости можно сделать вывод, что сетка 3 является наиболее подходящей для расчетов (см. рис. 3). На рис. 4 пред-
Элементы 6810 9679 21821 28008
Узлы 8824 12624 28317 35796
Вторая модель (протез с силиконовым слоем)
Элементы 8388 11099 27035 32771
Узлы 10451 14034 3022 40403
Рис. 3. Варианты конечно-:
ставлены напряжения по Мизесу. Можно заметить, что максимальные напряжения в первой модели составляют 41,94 МПа.
Во второй модели напряжения по Мизесу увеличились и составили 43,92 МПа. Перемещения на первой модели находятся на уровне 0,04 мм (рис. 5). А для второй модели максимальные перемещения составили 1,37 мм. Было обнаружено, что концентраторами напряжений первой модели является большеберцовая кость и бедренный компонент (см. рис. 4) [3, 4].
тных сеток двух моделей
На рис. 6 представлена сходимость сетки по перемещениям. Проанализировав график, замечено, что перемещения первой модели почти одинаковы на различных сетках. Однако устойчивое решение достигается на сетке 3 с 21821 элементом.
Результаты и обсуждение
В работе проведён конечно-элементный анализ двух моделей полных протезов коленного сустава во время приземления с разгибанием в свободном паде-
Сетка 1
Сетка 2
Сетка 3
Сетка 4
Напряжения по Мизесу, МПа
Напряжения по Мизесу, МПа
Модель 1
Напряжения по Мизесу, МПа
Напряжения по Мизесу, МПа
Напряжения по Мизесу, МПа
Модель 2
Напряжения по Мизесу, МПа
Напряжения по Мизесу, МПа
Напряжения по Мизесу, МПа
б
Рис. 4. Распределение напряжений по Мизесу для моделей коленного сустава: а - первая модель; б - вторая модель
Сетка 1
Сетка 2
Сетка 3
Сетка 4
Перемещения, м
Перемещения, м
Модель 1
Перемещения, м
Перемещения, м
Перемещения, м
Модель 2
Перемещения, м
Перемещения, м
0,91266
Перемещения, м
б
Рис. 5. Распределение перемещений для моделей коленного сустава: а - первая модель; б - вторая модель
а
а
Перемещения, мм
Рис. 6. Сеточная сходимость
Перемещения, мм
а б
Рис. 7. Распределение максимальных перемещений в сечении первой модели: а - перемещения до приземления; б - перемещения после приземления
Перемещения, мм
Перемещения, мм
а б
Рис. 8. Распределение максимальных перемещений в сечении второй модели: а - перемещения до приземления; б - перемещения после приземления
Перемещения, мм
Перемещения, мм
а б
Рис. 9. Распределение максимальных перемещений в сечении второй модели: а - до сжатия силиконового слоя; б - после сжатия силиконового слоя
7000
6000
5000
£ 4000 {р 3000
ей
к
2000
1000 0
Первая модель
Вторая модель
0 0,25 0,5 0,75 1 1,25 1,5 Перемещение, мм
Рис. 10. Сравнение поведения двух образцов моделей [24]
падении. Сравнение проводилось для выбора оптимальной конструкции протеза.
Перемещение первой модели составляет 0,04 мм и сосредоточено на большеберцовой вставке (полиэтилен) (рис. 7). Перемещение второй модели составляет 1,37 мм и сосредоточено на силиконовом слое (рис. 8), который поглощает удары. Это связано со значительной разницей в механических свойствах двух материалов (модуль Юнга полиэтилена составляет 1000 МПа, в то время как модуль Юнга силикона составляет 50 МПа [4]). Силиконовые эластомеры являются важными материалами в биомеханике [10, 23]. Различия для первого случая (см. рис.7) составляют:
М — °,°39400 % — 0,52%% 7,5
Для сравнения, процент различия для второй модели (сжатие силиконового слоя) составляет приблизительно М = 35,25 %.
Сжатие менисков биологического коленного сустава (рис. 9) составляет АЬ = 48% [4] под действием той же силы. По результатам расчетов вторая модель более близка к поведению здорового колена.
На рис. 10 можно заметить, что поведение силикона согласуется качественно с экспериментальными данными, однако наблюдаются количественные отличия, обусловленные разницей в размерах между двумя образцами [43]. Что касается формы, то образец, исследуемый в работе [23] имеет эллиптическую форму с
осями 33 и 53 мм соответственно и толщиной 1 мм. В модели ППКС силиконовый слой находится между большеберцовым компонентом и большеберцовой вставкой. Таким образом, силикон не контактирует с биологической тканью.
Заключение
После операции по полному протезированию коленного сустава наиболее распространенной долговременной проблемой является износ протеза. Со временем поверхность полиэтиленового материала изнашивается, что приводит к попаданию мельчайших частиц в сустав. Эти частицы могут вызвать воспалительную реакцию, которая разрушает кость вокруг протеза. Чтобы решить эту проблему, был смоделирован протез с полиэтиленовой большеберцовой вставкой и «кобальт -хромовым» сплавом СоСгМо. Кроме того, область под большеберцовой вставкой укреплена слоем сверхэластичного силикона, который обеспечивает стабильность и амортизацию колена. Было рассчитано напряженно-деформированное состояние этого протеза, при моделировании свободного падения с высоты 75 см. Результаты показали, что протез со слоем сверхэластичного силикона имел сжатие 35,25 %, что ближе к сжатию биологического мениска колена (48 %). Использование силикона во всех типах суставных протезов может положительно сказаться на долговечности протеза.
Список литературы
1. Abraham A.C., Moyer J.T., Villegas D.F., Odegard G.M., Donahue T.L., Hyperelastic properties of human meniscal attachments // Journal of Biomechanics. - 2011. - Vol. 44, no. 3 - P. 413-418. DOI: 10.1016/j.jbiomech.2010.10.001
2. Aidy A., Hosseini M., Sahari B.B., A review of constitutive models for rubber-like materials // Journal of Science and Industrial Research. - 2010. - Vol. 69. - P. 495-500.
3. Akano T. Numerical study of prosthetic knee replacement using finite element analysis // Journal of Biomimetics Biomaterials and Biomedical Engineering. - 2020. - Vol. 44. - P. 9-2. DOI: 10.4028/www. scientific.net/JBBBE.44.9
4. Arab A.Z., Merdji A., Benaissa A., Roy S., Bachir Bouiadjra
B.-A., Layadi K., Mukdadi O. M. Finite-Element analysis of a lateral femorotibial impact on the total knee arthroplasty // Computer Methods and Programs in Biomedicine. - 2020. -Vol. 192. DOI: 10.1016/j.cmpb.2020.105446
5. Ardatov O., Aleksiuk V., Maknickas A., Stonkus R., Uzieliene I., Vaiciuleviciute R., Pachaleva J., Kvederas G., Bernotiene E. Modeling the impact of meniscal tears on von mises stress of knee cartilage tissue // Bioengineering. - 2023. - Vol. 10, no. 3. - P. 314 -324. DOI:10.3390/bioengineering10030314
6. Bian D., Zhou W., Deng J., Liu Y., Li W., Chu X., Zheng Y, Development of magnesium-based biodegradable metals with dietary trace element germanium as orthopedic implant applications // Acta Biomaterialia. - 2017. - Vol. 64. -P. 421-436. DOI: 10.1016/j.actbio.2017.10.004
7. Buford A., Goswami T., Overview of metal-on-polyethylene, metal-on-metal, and ceramic hip wear mechanisms // Journal of the Mechanical Behavior of Materials. - 2004. - Vol. 15, no. 2. - P. 73-92. DOI:10.1515/JMBM.2004.15.1-2.73
8. Buford A., Goswami T., Review of wear mechanisms in hip implants: paper I // Materials and Design - 2004. - Vol. 25, no. 5. - P. 385-393. DOI:10.1016/j.matdes.2003.11.010
9. Castiello E., Affatato S. The first surgical approach for total knee arthroplasty (TKA) surgical techniques in total knee arthroplasty and alternative procedures // Medicine, Engineering. - 2015. - Vol. 8. - P. 109-122. DOI:10.1533/97817824203 85.2.109
10. Cohrs N.C., Petrou A., Loepfe M., Yliruka M., Schumacher
C.M., Kohl A.X., Starck C.T., Schmid Daners M., Meboldt M., Falk V., Stark W.J., A soft total artificial heart - first concept evaluation on a hybrid mock circulation // Artificial Organs. -2017. - Vol. 41, no. 10. - P. 948-958.
DOI: 10.1111/aor.12956
11. Colas A., Curtis J., Silicone biomaterials: history and chemistry // Chemistry, History, Materials Science, Medicine. - 2004.
12. Cuckler J.M. The rationale for metal-on-metal total hip arthroplasty // Clini. Orthop. Relat. Res. - 2005. - Vol. 441. -P. 132-136. DOI: 10.1097/01.blo.0000193809.85587.f8
13. Drummond J., Tran P., Fary C. Metal-on-metal hip arthroplasty: a review of adverse reactions and patient management // J. Funct. Biomater. - 2015. - Vol. 6, no. 3. -P. 486-499. DOI: 10.3390/jfb6030486
14. Elgstrom E., Practical implementation of hyperelastic material methods in FEA models // Engineering materials science. -2014. - P. 2-3.
15. Gascoyne T., Flynn B., Turgeon T., Burnell C. Mid-term progressive loosening of hydroxyapatite-coated femoral stems paired with a metal-on-metal bearing // Journal of Orthopaedic Surgery and Research. - 2019. - Vol. 14, no. 1. - P. 225-235 DOI: 10.1186/s13018-019-1271-1
16. Humairah S., Bahrain K., Mahmud J., Tensile properties of silicone rubber via, experimental and analytical method adapting hyperelastic constitutive models // Journal of Engineering and Applied Sciences. - 2017. - Vol. 12, no. 6. -P. 7703
17. Kazemi M., Investigation on the corrosion behavior and biocompatibility of Ti-6Al-4V implant coated with HA/TiN dual layer for medical applications // Surface and Coatings Technology. - 2020. - Vol. 397. - P. 1-13, DOI: 10.1016/j. surfcoat.2020. 126044
18. Keerthi Sagar S.N., Sreekumar M., Miniaturized flexible flow pump using SMA actuator // Procedia Engineering. - 2013. -Vol. 64. - P. 896-906 DOI: 10.1016/j.proeng.2013.09.166
19. Kim B., Lee S. B., Lee J., Cho S., Park H., Yeom S., Park S.H. A comparison among Neo-Hookean model, Mooney-Rivlin model, and Ogden model for chloroprene rubber // International Journal of Precision Engineering and Manufacturing. - 2012. - Vol.13, no. 5. - P. 759-764 DOI: 10.1007/s12541-012-0099-y
20. Kindsfater A., Minimum 5-year results of modular metal-on-metal total hip arthroplasty // The Journal of Arthroplasty. -
2012. - Vol. 27, no. 4 - P. 545-550 DOI:10.1016/j.arth.2011.07.002
21. Koh Y.-G., Park K.-M., Lee J.-A., Nam J.-H., Lee H.-Y., Total knee arthroplasty application of polyetheretherketone and carbon-fiber-reinforced polyetheretherketon a review // Materials Science and Engineering. - 2019 - Vol. 100. -P. 70-81. DOI: 10.1016/j.msec.2019.02.082
22. Kokubo T., Yamaguchi S., Novel bioactive materials developed by SBF evaluation: surface-modified Ti metal and its alloys // Acta Biomaterialia. - 2016. - Vol.44. - P.16-30 DOI: 10.1016/j.actbio.2016.08.013
23. La Rosa G., Gioe G., Fargione G., Numerical simulation and experimental tests on a lumbar disc prosthesis // Materials Today: Proceedings. - 2019. - Vol 7. - P. 586-592 DOI: 10.1016/j.matpr.2019.02.140.
24. Lan R.-T., Ren Y., Wei X., Tang L.-Z., Shah N. A., Xu L., Li Z.-M. Synergy between vitamin E and D-sorbitol in enhancing oxidation stability of highly crosslinked ultrahigh molecular weight polyethylene // Acta Biomaterialia. - 2021. - Vol. 134. - P. 302-312. DOI: 10.1016/j.actbio.2021.07.041
25. Liming S., Ko Y., Jiang Y., Prabhav S., Yao L., Mamoru M., Naohiko S. A subject-specific finite element musculoskeletal framework for mechanics analysis of a total knee replacement // Journal of Biomechanics. - 2018. - Vol. 77. - P. 146-154. DOI: 10.1016/j.jbiomech.2018.07.008
26. Luczkiewicz P., Daszkiewicz K., Chroscielewski J, Witkowski W., Winklewski P.J. The influence of articular cartilage thickness // Reduction on Meniscus Biomechanics. - 2016. -Vol. 11, no. 12. - P. 1-13.
DOI: 10.1371/journal.pone.0167733
27. Maas A., Differences in anatomy and kinematics in asian and caucasian TKA patients: influence on implant positioning and subsequent loading conditions in mobile bearing knees // BioMed Research International. - 2014. - Vol. 2014. - P. 110. DOI: 10.1155/2014/612838
28. Makinejad M., Osman N., Abas W., Bayat M., Preliminary analysis of knee stress in full extension landing // Clinics. -
2013. - Vol. 68, no. 9. - P. 1180-1188. DOI: 10.6061/clinics/2013(09)02
29. Malik S., Biomechanics of the knee and total knee replacement // Orthopaedic Biomechanics. - 2015. - Vol. 43, no. 22. -P. 112-125. DOI: 10.1017/CBO9781107360563.011
30. Matsushita T., Takahashi H. Orthopedic applications of metallic biomaterials // Metals for biomedical devices. - 2019. - P. 431-473. DOI: 10.1016/B978-0-08-102666-3.00017-1
31. Meier M., Webb J., Collins J.E., Beckmann J., Fitz W. Do modern total knee replacements improve tibial coverage? // Knee Surgery, Sports Traumatology, Arthroscopy. - 2018 -Vol. 26. - P. 3219-3229. DOI: 10.1007/s00167-018-4836-3
32. Mo Z.J., Zhao Y.B., Wang L.Z., Sun Y., Zhang M., Fan Y.B. Biomechanical effects of cervical arthroplasty with U-shaped disc implant on a segmental range of motion and loading of surrounding soft tissue // European Spine Journal. - 2014. -No. 3, - P. 613-621. DOI: 10.1007/s00586-013-3070-4
33. Nakamura N., Marx R.G., Musahl V., Getgood A., Sherman S.L., Verdonk P. / Advances in Knee Ligament and Knee Preservation Surgery. - 2022. DOI: 10.1007/978-3-03084748-7
34. Norberga C., Filipponeb G., Andreopoulosa F., Besta T.M., Baragac M, Jackson A.R., Travascioc F. Viscoelastic and equilibrium shear properties of human meniscus: Relationships with tissue structure and composition // Journal of Biomechanics. - 2021. - Vol. 120.
DOI: 10.1016/j .jbiomech.2021.110343
35. Paxton N.C., Allenby M.C., Lewis P.M., Woodruff M.A, Biomedical applications of polyethylene // European polymer Journal. - 2019. - Vol. 118. - P. 412-428. DOI: 10.1016/j.eurpolymj.2019.05.037
36. Shah R.F., Martinez A.M., Pedoia V., Majumdar S., Vail T.P., Bini S.A. Variation in the thickness of knee cartilage. the use of a novel machine learning algorithm for cartilage segmentation of magnetic resonance images // The Journal of
Arthroplasty. - 2019. - Vol. 34, no. 10. - P. 2210-2215. DOI: 10.1016/j.arth.2019.07.022
37. Shah N.A., Ren Y., Lan R., Lv J., Gul R.M., Tan P., Li Z. Ultrahigh molecular weight polyethylene with improved crosslink density, oxidation stability, and microbial inhibition by chemical crosslinking and tea polyphenols for total joint replacements // Journal of Applied Polymer Science. - 2021. -Vol. 138. - P. 1-10. DOI: 10.1002/app.51261
38. Sougata G., Sanghavi S., Sancheti P. Metallic biomaterial for bone support and replacement // Fundamental biomaterials: metals. - 2018 - Vol. 2018. - P. 139-165.
DOI: 10.1016/B978-0-08-102205-4.00006-4
39. Straeten C. Current Insights Regarding Metal-On-Metal Bearings for hip arthroplasty // Lubricants - 2017. - Vol. 5, no. 3. - P. 37-49. DOI: 10.3390/lubricants5030037
40. Taksali S., Material considerations for intervertebral disc replacement implants // The spine journal. - 2004. - Vol. 4, no. 6. - P. 231- 238. DOI: 10.1016/j.spinee.2004.07.012
41. Tobajas R., Ibartz E., Gracia L., A comparative study of hyperelastic constitutive models to characterize the behavior of a polymer used in automotive engines // InProceedings of the 2nd international electronic conference on materials. - 2016. -Vol. 2, DOI: 10.3390/ecm-2-A002
42. Tumulu S.K., Sarkar D. Computer-aided design, finite element analysis and material-model optimization of knee prosthesis // Journal of the Australian Ceramic Society. - 2018. - Vol. 54, no. 3. - P. 429-438.
43. Zare M., Ghomi E.R., Venkatraman P.D., Ramakrishna S. Silicone-based biomaterials for biomedical applications: Antimicrobial strategies and 3D printing technologies // Journal of Applied Polymer Science. - 2021. - Vol. 138, no. 38. DOI: 10.1002/app.50969
Финансирование. Работа не имела источников финансирования. Конфликт интересов. Авторы заявляют об отсутствии конфликта интересов.
THE NUMERICAL SIMULATION OF A NEW BIOMIMETIC SILICONE LAYER COMPONENT OF TOTAL KNEE PROSTHESIS
A. Maache1, M. Amadji1, H. Ameddah2, H. Mazouz1
1 Research Laboratory in Production, University of Batna, Batna, Algeria
2 Laboratory of Innovation in Construction, Eco-design, and Seismic Engineering, University of Batna, Batna, Algeria
ARTICLE INFO ABSTRACT
Osteoarthritis of the knee requires the replacement of the joint of the latter by a total knee prosthesis (TKP). Generally, this prosthesis consists of three parts; a femoral component in CoCrMo cobalt alloy, a tibial insert in polyethylene, and a tibial tray in titanium alloy Ti6AL4V. This type of prosthesis is not 100 % comfortable, after years of implantation, the tibial insert (polyethylene) degrades and gives more wear debris, which affects the bio-functionality of this prosthesis and the life of the patient. In this study, two models of total knee prosthesis are designed and analyzed using SolidWorks and Ansys software, the first model is the existing three-part prosthesis, and the second model is based on the theory of Mooney - Rivlin method prosthesis with a new layer of silicone component. In this paper, shock simulation of a free fall from a height of 75 cm is studied. The results of the displacement comparison between the first model 0.039 mm, and the second model 1.41 mm. In comparison with the contraction of the biological knee joint show that the second model has a contraction closer to the biological knee. It can be deduced that this total knee prosthesis has a hyper-elastic behavior closer to the behavior of a biological knee as well, which gives more stability and provides a cushioning role for the knee compared to the existing TKP.
©PNRPU
Received: 02 November 2023 Approved: 01 March 2024 Accepted for publication: 15 March 2024
Keywords:
total knee prosthesis, silicone layer, hyper-elastic Moony - Rivlin model, displacement, stress-strain-state
