CC BY
18
I
Орипнальы дозддження
Original Researches
Травма
УДК 616.718.4-089.843:615.461:519.876.5 DOI: 10.22141/1608-1706.1.21.2020.197797
Вирва O.G., Головна Я.О., Карпнський М.Ю., Яресько О.В., Малик Р.В. ДУ «1нститут патологПхребта та суглоб!в 1м. проф. М.1. Ситенка НАМН УкраТни», м. Харк1в, Украина
Досл^ження напружено-деформованого стану в CMCTeMi «¡мплантат — юстка» на моде^ алокомпозитного ендопротеза проксимального
в^дшу стегновоТ юстки
Резюме. Актуальнсть. Вдновленнямасивнихп1слярезекц1йнихдефеклв довгихюсток — одне з основних завдань, що постае перед хирургом у раз лкування хворих з пухлинними ураженнями юсток. Тому роз-робка оптимальних ¡мпланталв для зам1щення дефект юсток та суглоб'в тривае вже багато десятилть. Для пдбору ¡деального ¡мплантату, який повинен в'1дпов'1дати вимогам бюсумюность механ'чно'Т стабильности та бути безпечним, потрбно проводити безл1ч р1знихдосл1джень i теств. Саме метод алокомпозитного ендопротезування становить нтерес для поглибленого проведеннядо^джень. Мета: обрунтувати методику алокомпозитного ендопротезування на основ'1 математичного моделювання методом юнцевих елементв. Матер'юли та методи. Проведено вивчення методом юнцевих елементв математичноТ моделi стегновоТ' юстки з пухлинним ендопротезом. Вивчали напружено-деформований стан моделi при вико-наннi резекцм стегновоТ юстки прямим розтином та розтином у виглядi сходинки. Була змодельована ситу-а^я у р'зн термiни п'юля оперативного втручання — через 3 та 6 мiсяцiв. Для кожного типу резекцм моде-лювали цементний та безцементний варiанти фксування нiжки ендопротеза. Результати. При поперечн'1й остеотомн та безцементному способ фiксацiТ нжки максимальн за величиною напруження (92,3 МПа) виникають в зон остеотомн. У дiафiзарнiй частин стегновоТ юстки зона максимальних напружень роз-ташовуеться по медiальному боку, де вони набувають значень 10,5 та 10,1 МПа в дистальн'1й та прокси-мальйй частинах в'1дпов'1дно. Використання ступнчастоТостеотомн в поеднанн з безцементною фiксацi-ею нжки ендопротеза в найближчий пiсляоперацiйний пер'юд дозволяе знизити рiвень напружень в зон остеотомн до 59,1 МПа. В процеа набуття мцностi юсткового регенерату п'юля використання попере-чноТ остеотом'йв поеднанн з безцементною фiксацiею нжки спостер'гаеться зниження рiвня напружень в зон остеотомн — 75,6 МПа. У дiафiзарнiй частин стегновоТ юстки вони визначаються в межах в'1д 9,5 до 10,0 МПа. При використанн ступ'тчасто'Т остеотомн та безцементного крплення нжки ендопротеза д^а-пазон напружень в дiафiзарнiй частин стегновоТ юстки визначаеться вд 7,9 до 13,8 МПа. Використання цементу в поеднанн з поперечною остеотом'ею в псляопера^йний пер'юд 3 мiсяцi не веде до прин-ципових змн у напружено-деформованому стан модел'1. Максимальна величина напружень (77,1 МПа) визначаеться в зон остеотом'й. При використанн ступ'нчасто'Т остеотом'й наявнсть цементного прошарку м'ж нiжкою ендопротеза та стнкою юстково-мозкового каналу дозволяе знизити рiвень напружень в зон остеотом'й до позначки 31,5 МПа. Висновки. У результат проведеного математичного моделювання було виявлено, що виконання ступнчасто'Т остеотомн стегновоТ юстки дозволяе вдв'ч знизити рiвень механчних напружень в зон остеотомн пор'тняно з моделями iз поперечною остеотом'ею. Використання юсткового цементу для фiксацiТ нжки ендопротеза у теоретичий моделi також дае можливсть значно знизити рiвень напружень в ус'х вар'юнтах досл'дкених моделей через утворення демпферного прошарку м'ж металом та юстковою тканиною. Набуття мцностi юсткового регенерату з часом веде до вир'внювання величин напружень як мiж контрольними точками кожноТ з моделей, так i м'ж моделями з р'зними видами остеотомн стегновоТ юстки.
Ключовi слова: юсткова пухлина; ендопротезування; 'мплантат
© «Травма» / «Травма» / «Trauma» («Travma»), 2020
© Видавець Заславський О.Ю. / Издатель Заславский А.Ю. / Publisher Zaslavsky O.Yu., 2020
Для кореспонденци: Картнський Михайло Юрмович, науковий сшвробгтник лаборатори бюмехашки, ДУ «1нститут патологи хребта та суглоб1в iMeHi професора М.1. Ситенка НацюнальноТ академи медичних наук УкраТни», вул. Пушкшська, 80, м. Харш, 61024, УкраТна; e-mail: [email protected]
For correspondence: M. Karpinsky, Research Fellow at the Department of biomechanics laboratory, State Institution "Sytenko Institute of Spine and Joint Pathology of the National Academy of Medical Sciences of Ukraine', Pushkinskaya st., 80, Kharkiv, 61024, Ukraine; e-mail: [email protected]
Вступ
Вiдновлення масивних пiслярезекцiйних дефектiв довгих исток — одне з основних завдань, що постае перед хирургом у разi лiкування хворих з пухлинними ураженнями кiсток.
На сьогодш в арсеналi ортопедiв е безлiч технiк для реконструкци великих дефекпв исток та суглобiв. Серед них можна визначити основнi, такi як истко-ва пластика, метод дистракцшного остеогенезу, за-мiщення дефектiв бiоматерiалами (демiнералiзований кiстковий матрикс та керамiчнi iмплантати), ендопро-тезування. Серед методiв истково! пластики можна видiлити автопластику (з використанням губчастих, кортикальних i автоклавованих автотрансплантатiв), алопластику та ксенопластику [1, 2].
Проте нинi все бтьшо! популярностi набувають комбiнованi методи замщення великих сегментарних дефектiв исток та суглобiв. Серед них можна видтити метод дистракцiйного остеогенезу в комбшаци з Йст-ковою автопластикою, а також алокомпозитне ендо-протезування (метод, що об'еднуе ендопротезування та исткову алопластику сегментарними iмплантата-ми). Саме комбшащя рiзних методик дозволяе звес-ти до мiнiмуму недолги обох методiв та використати необхщш 1х переваги [2].
Розробка оптимальних iмплантатiв для замiщення дефектiв исток та суглобiв тривае вже багато десяти-лiть. Для пiдбору идеального iмплантату, який повинен вiдповiдати вимогам бюсумюноста, мехашчно! стабшь-ностi та бути безпечним, потрiбно проводити безлiч рiзних дослiджень та тестiв [3—5]. Саме метод алоком-позитного ендопротезування становить штерес для по-глибленого проведення дослщжень.
Основними та найчастшими ускладненнями при використаннi истково! алопластики сегментарними iмплантатами е шфекцшш, вiдсутнiсть зрощення алоiмплантату та истки-рецишента, а також неста-бiльнiсть металоконструкцш, якими фiксуються ало-iмплантати. Зпдно з роботами рiзних учених, частота шфекцшних ускладнень пiсля алотрансплантаци становить вщ 4 до 30 %, що спричинюе пiдвищення час-тоти ампутацiй до 50 % [1, 6, 18].
Частота виникнення несправжшх суглобiв пiсля iмп-лантаци масивних алотрансплантатiв становить вiд 8 до 14 %. Доведено, що на цей процес впливають тсляопе-рацшна палiативна хiмiотерапiя (ПХТ) або променева терашя (ПТ) чи стан закриття трансплантата м'якими тканинами та будь-яи iншi iмунологiчнi проблеми. Важливим для прогнозування розвитку несправжньо-го суглоба е тип з'еднання мiж донорською исткою та кiсткою рецитента. R. Сараппа визначив три основш типи з'еднання як базовi: ирково-ирковий, ирково-губчастий та губчасто-губчастий. Вш встановив 50 % кiрково-кiркових зрощень, 91 % — ирково-губчастих та ушх губчасто-губчастих з'еднань за умов шсляопера-цшно! ПХТ. Вiдомо, що у разi щiльного контакту мiж порiвнюваними фрагментами в корковому шарi дiафiза кiстки частота зрощень зростае. Якщо розмiр щiлини перевищуе 1 мм, то частота зрощення значно змен-
шуеться. КлМчш дослiдження показали, що для кра-щого зрощення n0Tpi6H0 застосовувати рипдну фшса-цiю. Також для стабшзаци використовують накiстковi пластини та штрамедулярш фiксатори. Але частота пе-реломiв алотрансплантатiв зростае пiсля фшсаци пластиною. З шшого боку, штрамедулярна фiксацiя, навiть iз проксимальним та дистальним замками, може не забезпечити адекватних умов для зрощення. 1нтраме-дулярний стрижень iз замком е недостатньо ефектив-ним для зрощення з'еднання в дiафiзi довго! истки. Несправжнi суглоби виникли у вшх 12 випадках тако! фшсаци [7—10].
Отже, з метою покращення результапв хiрургiчно-го лiкування онкологiчних хворих у разi застосування алокомпозитного ендопротезування нами була удо-сконалена ця методика та проведене ll математичне об-Грунтування.
Мета роботи: обГрунтувати методику алокомпозит-ного ендопротезування на основi математичного моде-лювання методом инцевих елементiв.
Матерiали та методи
З метою покращення результатiв хiрургiчного ль кування хворих iз истковими пухлинами нами була удосконалена методика замiщення пiслярезекцiйного дефекту довгих исток. Як замюний матер1ал викорис-товувалися сегментарнi кiстковi ало1мплантати — ар-тикулюючi або без збереження метаепiфiзарно! зони (дiафiзарнi). Kiстковi алоiмплантати були виготовленi у вщдш трансплантологи ДУ «1ПХС iм. проф. М.1. Си-тенка НАМНУ» (сертифшат вiдповiдностi № UA.TR 101-21-2016).
Методика включае два етапи: на першому етапi оперативного втручання виконуеться радикальне аблас-тичне видалення пухлини довго! кустки (сегментарна резекцiя) en block. У зош опилу истки проводиться стушнчаста остеотомiя (step-cut). Один инець сегментарного алоiмплантату обробляеться таким чином, щоб виступаючi його частини та частини истки-реци-шента повнiстю збиалися за типом «руського замка». На другому етапi проводиться замщення шслярезек-цiйного дефекту довго! истки. В штрамедулярний канал сегментарного алоiмплантату вводиться штраме-дулярний стрижень, здшснюеться його блокування за допомогою гвинтiв. Вiльна частина стрижня вводиться у истковомозковий канал истки-рецишента так, щоб «сходи» опилу ало1мплантату та кiстки-реципiента по-внiстю збиались. Далi проводиться блокування стрижня у истщ-рецишенть 1нтрамедулярний стрижень вводиться без застосування исткового цементу. У зош контакту ало1мплантату та истки-рецишента додатко-во розташовуються вiльнi кiстковi автотрансплантати (з мiсцевих тканин) та за допомогою швiв фiксуються один до одного. У разi локал1заци пухлини у проксимальному вщдш стегново! кустки для фiксацi! ало1м-плантату використовуеться нiжка ендопротеза.
В лаборатори бiомеханiки ДУ «1нститут патологи хребта та суглобiв iм. проф. М.1. Ситенка НАМН Укра-!ни» проведено вивчення методом инцевих елементав
напружено-деформованого стану математично'1 моделi стегново'1 истки з пухлинним ендопротезом. Ця модель була обрана як найбтьш часто зареестрована у ль тературi локалiзацiя для виконання алокомпозитного ендопротезування у разi пухлинного ураження. Шд час дослiдження вивчали напружено-деформований стан моделi при виконаннi резекци стегново1 кустки прямим розтином (поперечна остеотомiя) та розтином у виглядi сходинки (ступiнчаста остеотомiя). Зовнiшнiй вигляд моделi наведено на рис. 1.
Зважаючи на процес регенераци, що вгдбуваеться у зонi контакту алоiмплантату та кiстки реципiента, нами була змодельована ця ситуащя у рiзнi термiни пiсля оперативного втручання. По лши резекци моде-лювали наявнють кiсткового регенерату шляхом вве-дення тонкого прошарку, якому надавали два рiзних значення модуля пружностi для Гмггаци стану регенерату через 3 та 6 мюящв шсля операци. Для кожного типу резекци моделювали цементний та безцементний варiанти фiксування нiжки ендопротеза в истково-мозковому каналi.
Механiчнi властивостi бюлопчних тканин (корти-кальна та губчаста истка, хрящ) для математичного моделювання обрано за даними лiтератури [11—14]. Матерiал елементiв ендопротеза — титан. Мехашчш характеристики штучних матерiалiв обирали за даними техшчно! лiтератури [15]. При моделюванш викорис-товували таи характеристики, як Е — модуль пружнос-т (модуль Юнга), и — коефщент Пуассона. Механiчнi характеристики матерiалiв, що використовували в роз-рахунках, наведенi в табл. 1.
Для навантаження моделi моделювали масу тла при одноопорному стояннi, для чого до головки стег-ново! кустки прикладали розподiлену силу величиною 1100 Н, а до великого вертлюга прикладали силу ди м'язiв, що вiдводять стегно, величиною 540 Н [16]. Опорна поверхня стопи моделi мала жорстке кршлен-ня. Схема навантаження моделi наведена на рис. 2.
Величини максимальних напружень фшсували в чо-тирьох зонах на великогомшковш кiстцi та в трьох точках на шжщ ендопротеза. Схема розташування конт-рольних точок наведена на рис. 3.
Дослщження напружено-деформованого стану моделей виконували за допомогою методу инцевих елементiв. Як критерiй оцiнки напруженого стану мо-
делей використовували напруження за Мiзесом. Мо-делювання виконували за допомогою системи авто-матизованого проектування SolidWorks. Розрахунки напружено-деформованого стану моделей проводили за допомогою програмного комплексу CosmosM [17].
Результати та обговорення
Унaслiдок проведеного дослiдження були отримаш дaнi про напружено-деформований стан моделi стегно-во! кiстки з пухлинним ендопротезом, на яких вивчали вaрiaнти виконання резекци стегново1 истки поперечною та стушнчастою остеотомiею, а також цементну та безцементну фшсацш нiжки ендопротеза.
На рис. 4 наведено картину розподту напружень в моделi з поперечною остеотомiею в перiод пiсля 3 мь сяцiв ендопротезування з безцементним крГпленням нiжки.
Дослiдження показали, що при виконанш поперечно! остеотоми дiaфiзa стегново1 кiстки та безцементно-му способГ фшсаци шжки в истковомозковому кaнaлi мaксимaльнi за величиною напруження (92,3 МПа) виникають в шжщ ендопротеза в зош остеотоми. В дГа-фiзaрнiй частиш стегново1 истки зона максимальних напружень розташовуеться по медГальному боку, яи набувають значень 10,5 та 10,1 МПа в дистальнш та проксимальнш частинах вщповщно. На латеральному бощ рГвень напружень трохи нижчий Г становить 9,3 та 9,9 МПа вщповщно.
Картина розподту напружень в моделГ Гз стушнчастою остеотомГею в перюд 3 мюящ тсля ендопротезування з безцементним крГпленням шжки наведена на рис. 5.
Використання стушнчасто1 остеотоми стегново1 истки в поеднанш з безцементною фшсащею шжки ендопротеза в найближчий шсляоперацшний перь од (3 мюящ) дозволяе знизити рГвень напружень саме в зош остеотоми до 59,1 МПа порГвняно з поперечною остеотомГею. При цьому величина напружень на дистальному инщ шжки знижуеться до 4,2 МПа. За це доводиться розраховуватись мозачним розподь лом напружень вище та нижче зони остеотоми. Так, максимальш за величиною напруження в истковш тканиш виникають по медГальнш поверхш нижче вт зони остеотоми (15,8 МПа) та по латеральнш поверхш стегново1 истки (12,0 МПа) вище вгд зони остеотоми.
Таблиця 1. Механ1чн1 характеристики матер'1ал'1в, що використовували при моделюванн
Мaтерiaл Модуль Юнга (Е), МПа Коефщент Пуассона, и
Кортикальна кютка 18350 0,29
Губчаста юстка 330 0,30
Хрящова тканина 10,5 0,45
Кютковий регенерат 3 Mic. 33 0,45
6 Mic. 100 0,45
Титан ВТ-16 110 000 0,20
Цемент 2300 0,35
Рисунок 1. Модел! стегновоI юстки з ендопротезом кульшового суглоба: а — поперечна остеотом'я;
б — стутнчаста остеотомiя
Рисунок 2. Схема навантаження модел!
Рисунок 3. Схема розташування контрольних то-чок: 1 — проксимальний к!нець стегновоI кстки, мед'/альний 61к; 2 — проксимальний юнець стегновоI кстки, латеральний 61к; 3 — дистальний к!нець стегновоI юстки, мед'/альний 61к; 4 — дистальний юнець стегновоI кстки, латеральний бк; 5 — н!жка ендопротеза, проксимальний ю-нець; 6 — н!жка ендопротеза, дистальний юнець;
7 — н!жка ендопротеза, зона резекцИ'
Рисунок 4. Розподл напружень в модел! з поперечною остеотом'ею через 3 м!сяц! п!сля ендопротезування з безцементним крпленням шжки
Рисунок 5. Розподл напружень в модел! iз стутнчастою остеотом'ею через 3 м!сяц! псля ендопротезування з безцементним крпленням шжки
Рисунок 6. Розподл напружень в моделi з поперечною остеотомiею через 6 м'1сяц '1в тсля ендопротезування з безцементним крпленням шжки
Рисунок 7. Розподл напружень в модел! iз стутнчастою остеотом'ею через 6 м!сяц!в тсля ендопротезування з безцементним крпленням шжки
Рисунок 8. Розподл напружень в модел! з поперечною остеотом'ею через 3 м!сяц! тсля ендопротезування з цементним кр!пленням н!жки
Рисунок 9. Розподл напружень в модел! Iз схщчастою остеотом'ею через 3 м!сяц! тсля ендопротезування з цементним кр1пленням н!жки
Рисунок 10. Розподл напружень в модел! з поперечною остеотом'ею через 6 м!сяц!в тсля ендопротезування з цементним кр1пленням н!жки
Рисунок 11. Розподл напружень в модел! 1з стутнчастою остеотом'ею через 6 м!сяц!в тсля ендопротезування з цементним кр!пленням шжки
З протилежних боыв спостериаеться зворотна картина. Напруження вище в!д зони остеотоми бтьш^ нiж в дистальнiй частинi, — 8,4 та 7,7 МПа вщповщно.
Даш про величини напружень в контрольних точках моделей з безцементним кр^енням шжки в найближ-чий перюд пiсля ендопротезування наведено в табл. 2.
Як бачимо, виконання стушнчасто! остеотоми до-зволяе знизити рiвень напружень на нiжцi ендопротеза в зош остеотоми практично вдвiчi. В iнших контрольних точках моделей рiзниця в величинах напружень незначна.
На рис. 6 наведена картина розподлу напружень в мо-делi з поперечною остеотомiею у перюд 6 мюящв пiсля ендопротезування з безцементним кр^енням н1жки.
У процеш набуття мiцностi кюткового регенерату тсля використання поперечно! остеотоми в поеднанш з безцементною фiксацiею нiжки спостериаеться зни-ження рiвня величин максимальних напружень в усiх контрольних точках модель Отже, характер розподту напружень збериаеться незмiнним. Так, на досить ви-сокому рiвнi 75,6 МПа визначаеться максимальна величина напружень на шжщ ендопротеза саме в зош остеотоми. Доцiльно вщзначити вирiвнювання величин напружень в дiафiзарнiй частинi стегново! кiстки, де вони визначаються в межах вiд 9,5 до 10,0 МПа.
Картину розподту напружень в моделi iз стутнчастою остеотомiею у перiод 6 мюящв тсля ендопротезування з безцементним кр^енням шжки можна спо-стерiгати на рис. 7.
Аналопчна картина спостерiгаеться i при викорис-таннi стушнчасто! остеотоми при безцементному крь пленнi нiжки ендопротеза. Набуття мщносп кютково-го регенерату веде до зниження величин максимальних напружень в контрольних точках модель Отже, вирiв-нювання величин напружень в дiафiзi стегново! кютки вiдбуваеться повтьшше, нiж при виконаннi поперечно! остеотоми. Дiапазон напружень в дiафiзарнiй час-тинi стегново! кустки визначаеться бтьш широким — вiд 7,9 до 13,8 МПа. Даш про величини напружень в
контрольних точках моделей з безцементним кршлен-ням шжки у перюд 6 мюящв тсля ендопротезування наведеш в табл. 3.
Як бачимо, набуття мщносп кюткового регенерату сприяе вирiвнюванню величин напружень як мiж контрольними точками кожно! з моделей, так i мiж моделями з рiзними видами остеотоми стегново! кютки. Отже, рiзниця у величинах напружень на шжках ен-допротезiв саме в зонах остеотомш та на !х дистальних юнцях залишаеться досить значною на користь моделi iз ступiнчастою остеотомiею.
Розглянути напружено-деформований стан моделi з поперечною остеотомiею в поеднанш з цементним кршленням шжки в перюд 3 мюящ тсля ендопротезу-вання можна на рис. 8.
Використання цементу для фшсаци нiжки ендопротеза в поеднанш з поперечною остеотомiею стегново! кютки в шсляоперацшний перiод 3 мюяш не веде до принципових змш в напружено-деформованому сташ моделi. Максимальна величина напружень (77,1 МПа) визначаеться на шжт ендопротеза в зош остеотоми. Слд звернути увагу на зниження величин напружень на дистальному та проксимальному юнцях нiжки ендопротеза порiвняно з Г! безцементним варiантом крь плення до 8,5 та 14,8 МПа втповтно. Також можна втзначити досить рiвномiрний розподт напружень в дiафiзi стегново! кютки, де !х максимальнi значення визначаються в дiапазонi вiд 9,9 до 10,5 МПа.
На рис. 9 наведено картину напружено-деформо-ваного стану моделi iз ступiнчастою остеотомiею та цементним кршленням шжки в перюд 3 мюяш тсля ендопротезування.
При використанш стушнчасто! остеотоми наявнють цементного прошарку мiж нiжкою ендопротеза та стшкою кiстковомозкового каналу дозволяе знизити рiвень напружень на нiжцi ендопротеза в зош остеотоми до позначки 31,5 МПа. В шших контрольних точках моделi також спостериаеться зниження рiвня напружень, але не такi помiтнi.
Таблиця 2. Величини напружень в моделях з безцементним кр'/пленням н!жки через 3 мСяц
тсля ендопротезування
Контрольш точки Напруження, МПа
№ п/п Локащя Зона Бш Поперечна остеотомiя Стушнчаста остеотомiя
1 Зовншня поверхня стегново'| кютки Проксимальна Медiальний 10,1 8,4
2 Латеральний 9,9 12,0
3 Дистальна Медiальний 10,5 15,8
4 Латеральний 9,3 7,7
5 Ыжка ендопротеза Проксимальна 19,6 20,6
6 Дистальна 16,7 4,2
7 Зона резекци 92,3 59,1
Таблиця 3. Величини напружень в моделях з безцементним кр'/пленням н!жки через 6 мюящв
тсля ендопротезування
Контрольш точки Напруження, МПа
№ п/п Локащя Зона Бш Поперечна остеотомiя Стушнчаста остеотомiя
1 Зовншня поверхня стегново'| кютки Проксимальна Медiальний 9,8 8,4
2 Латеральний 10,0 11,8
3 Дистальна Медiальний 9,8 13,8
4 Латеральний 9,5 7,9
5 Ыжка ендопротеза Проксимальна 19,3 20,0
6 Дистальна 15,2 4,3
7 Зона резекци 75,6 55,7
Таблиця 4. Величини напружень в моделях ¡з цементним крпленням шжки через 3 мсяц
тсля ендопротезування
Контрольш точки Напруження, МПа
№ п/п Локащя Зона Бш Поперечна остеотомiя Стушнчаста остеотомiя
1 Зовншня поверхня стегново'| кютки Проксимальна Медiальний 9,9 8,4
2 Латеральний 10,0 12,0
3 Дистальна Медiальний 9,9 13,7
4 Латеральний 10,5 8,2
5 Ыжка ендопротеза Проксимальна 14,8 16,6
6 Дистальна 8,5 2,6
7 Зона резекци 77,1 31,5
Таблиця 5. Величини напружень в моделях з цементним кр'/пленням н!жки через 6 мюящв
тсля ендопротезування
Контрольш точки Напруження, МПа
№ п/п Локащя Зона Бш Поперечна остеотомiя Стушнчаста остеотомiя
1 Зовншня поверхня стегново'| кютки Проксимальна Медiальний 9,8 8,5
2 Латеральний 10,1 11,9
3 Дистальна Медiальний 9,5 12,7
4 Латеральний 9,7 8,2
5 Ыжка ендопротеза Проксимальна 14,5 16,1
6 Дистальна 8,0 2,4
7 Зона резекци 53,6 30,0
Даш про значення максимальних величин напру-жень в контрольних точках моделей з цементним крь пленням шжки в перюд 3 мюящ тсля ендопротезуван-ня наведеш в табл. 4.
Як бачимо, наявшсть цементного прошарку мГж шжкою ендопротеза та стшкою ыстковомозкового каналу не веде до принципових змш напружено-дефор-мованого стану моделей порГвняно з безцементним варГантом, але звертае увагу велика рГзниця величин напружень в зош остеотоми бшьше шж удвГчГ
Розглянемо картину напружено-деформованого стану моделГ з поперечною остеотомГею та цементним крГпленням шжки у перюд 6 мюящв шсля ендопроте-зування, наведену на рис. 10.
Як Г в моделГ з безцементною фшсащею шжки ендопротеза, тдвищення мщноста кюткового регенерату в зош остеотоми при цементному крГпленш шжки в поеднанш з поперечною остеотомГею стегновоХ кхст-ки дозволяе знизити рГвень величин напружень в ушх контрольних точках модель Отже, на характер розподь лу напружень в моделГ щ змши не мають принципового впливу.
Розподш напружень в моделГ Гз стутнчастою ос-теотомГею стегново1 кхстки та цементним крГпленням шжки ендопротеза у перюд 6 мюящв тсля ендопроте-зування можна спостериати на рис. 11.
У моделГ Гз стутнчастою остеотомГею стегново1 кютки та цементним кршленням шжки ендопротеза шдвищення мщноста кюткового регенерату приводить до невеликого зменшення величин напружень в ушх контрольних точках моделей, без принципових змш у характерГ розподшу цих напружень.
Даш про значення величин напружень в контрольних точках моделей з цементним крГпленням шжки ендопротеза у перюдГ 6 мюящв тсля ендопротезування наведеш в табл. 5.
Результати проведеного дослхдження дозволяють стверджувати, що виконання остеотомГх стегново1 кхст-ки у виглядГ сходинки дозволяе значно знизити рГвень напружень в зош остеотоми, що мае особливе значення в найближчому шсляоперацшному перюдГ (3 мюя-щ) тсля ендопротезування, поки мщнють кюткового регенерату по лши остеотомГ1 не набувае достатнього рГвня.
Проведене дослхдження показало, що стутнчаста остеотомГя стегново1 кютки дозволяе вдвГчГ знизити рГвень мехашчних напружень в зош остеотомГх. Це вхд-буваеться завдяки тому, що виконання розтину у ви-глядГ сходинки дозволяе кхстковим фрагментам нада-вати спротив зсувним перемщенням. Це пояснюе й виникнення асиметричних ткових напружень вище та нижче вхд зони остеотомiх.
Використання кюткового цементу для фшсаци шж-ки ендопротеза дае можливють значно знизити рГвень напружень навколо шжки ендопротеза при обох варь антах виконання остеотоми стегново1 кютки. Це вхдбу-ваеться через те, що кхстковий цемент, макш модуль пружноста за промГжною величиною мГж титаном та кютковою тканиною, утворюе мГж ними прошарок,
який виконуе демпферну функцiю, чим згладжуе pÍ3-ницю величин деформаци металу та кхстково'х' тканини, тим самим знижуючи рiвень напружень в них. Саме тому значне зменшення величини напружень в моделях Í3 цементною фшсащею нiжки спостериаеться тiльки в кхстковомозковому каналi та шжщ ендопро-теза.
Висновки
У результата проведеного математичного моделю-вання було виявлено, що виконання стушнчастоХ остеотоми стегново'х' кхстки дозволяе вдвiчi знизити рiвень механiчних напружень в зош остеотоми порiвняно з моделями з поперечною остеотомiею.
Використання кхсткового цементу для фшсаци шж-ки ендопротеза у теоретичнш моделi також дозволяе значно знизити рiвень напружень в ушх варiантах до-слхджених моделей через утворення демпферного прошарку мiж металом та кхстковою тканиною.
Набуття мiцностi кiсткового регенерату з часом приводить до вирiвнювання величин напружень як мiж контрольними точками кожнох з моделей, так i мiж моделями з рiзними видами остеотоми стегновох кiстки.
Отже, у результата проведеного дослхдження була математично обГрунтована методика алокомпозитного ендопротезування, що була нами удосконалена. Отри-мано найкращi результати при застосуванш стушнчастоХ' остеотомй' та фшсаци алокхстки з кхсткою рецит-ента за типом «руського замка» та штрамедулярною фiксацiею вше'х' системи.
Конфлжт ÍHTepecÍB. Автори заявляють про вхдсут-нiсть конфлiкту iнтересiв та власно'х' фшансово'х' заць кавленостi при шдготовщ дано'х' статтi.
Список лiтератури
1. Pearce A.I., Richards R..G, Milz S. et al. Animal Models for Implant Biomaterial Research in Bone: a Review. Eur. Cells Materials. 2007. Vol. 13. P. 1-10.
2. Mumford J.E. Management of Bone Defects: a Review of Available Techniques. Iowa Orthop. J. 1992. Vol. 12. P. 42-49.
3. Bloebaum R.D., Merrell M, Gustke K, Simmons M. Retrieval analysis of a hydroxyapatite-coated hip prosthesis. Clin. Orthop. Relat. Res. 1991. Vol. 267. P. 97-102.
4. Kuhn J.L., Goldstein S.A, Ciarelli M.J., Matthews L.S. The limitations of canine trabecular bone as a modelfor human: a biomechanical study. J. Biomech. 1989. Vol. 22. Р. 95-107.
5. Liebschner M.A Biomechanical considerations of animal models used in tissue engineering of bone. Biomaterials. 2004. Vol. 25. P. 1697-1714.
6. Zehr R.J., Enneking W.F., Scarborough M.T. Allograft-prosthesis composite versus megaprosthesis in proximal femoral reconstruction. Clin. Orthop. Relat. Res. 1996. Vol. 322. P. 207-223.
7. Capanna R, Donati I.X., Masctti C. et al. Effect of electromagnetic fields on patients undergoing massive bone graft following bone tumor resection: a double blind study. Clin. Orthop. Rclat. Res. 1994. Vol. 306. 213-221.
8. Blunn G.W., Briggs T.W., Cannon S.R. etal. Cementless fixation for primary segmental bone tumor endoprostheses. Clin. Orthop. 2000. Vol. 372.. P. 223-230.
9. Capanna R.., Morris H.G., Campanacci D. et al. Modular uncemented prosthetic reconstruction after resection of tumours of the distal femur. J. Bone Joint Surg. Br. 1994. № 76. P. 178-186.
10. Вирва О.Е. Модульне iндивiдуальне ендопротезування в лтуванш хворих на злоякюш пухлини шсток кшщвок: дис. д-ра. мед. наук: 14.01.21. Кшв, 2013. 398 с.
11. Березовский В.А., Колотилов Н.Н. Биофизические характеристики тканей человека: Справочник. К.: На-укова думка, 1990. 224 с.
12. Вирва О.6. Бшмехашчне до^дження напруже-но-деформованих сташв системи «ендопротез — плечо-ва кютка» за умов резекцй пухлини. Ортопедия, травматология и протезирование. 2015. № 3. С. 14-20. DOI: 10.15674/0030-59872015314-20.
13. Вирва О.6. Експериментальне обГрунтування ком-бшованог фжсацн пухлинного ендопротеза для замщення дiафiзарних дефектiв довгих шсток у щурiв. Ортопедия, травматология и протезирование. 2015. № 4. С. 49-54. DOI: 10.15674/0030-59872015449-54.
14. Вирва О.6. Комбтована фтсащя модульного пухлинного ендопротеза проксимального eiddùy плечово1 кст-ки (експериментально-клшчне до^дження). Ортопедия, травматология и протезирование. 2017. № 3. С. 99-104. DOI: 10.15674/0030-59872017399-104.
15. Gere J.M. Mechanics of Material. Boston: PWS Publishing Company, 1997. 912p.
16. Образцов И.Ф. Проблема прочности в биомеханике: учебное пособие для техн. и биол. спец. ВУЗ. М.: Высшая школа, 1988. 311 с.
17. Алямовский А.А. SolidWorks/COSMOSWorks. Инженерный анализ методом конечных элементов. М.: ДМК Пресс, 2004. 432 с.
18. Вырва О.Е., Головина Я.А., Малык Р.В. Аллокомпо-зитное эндопротезирование при хирургическом лечении пациентов со злокачественными опухолями длинных костей (обзор литературы). Ортопедия, травматология, протезирование. 2015. № 2. С. 120-126.
Отримано/Received 03.01.2020 Рецензовано/Revised 14.01.2020 Прийнято до друку/Accepted 21.01.2020 ■
Вырва О.Е, Головина Я.А., Карпинский М.Ю., Яресько А.В., Малик Р.В.
ГУ «Институт патологии позвоночника и суставов им. проф. М.И. Ситенко НАМН Украины»,
г. Харьков, Украина
Исследование напряженно-деформированного состояния в системе «имплантат — кость» на модели алокомпозитного эндопротеза проксимального отдела бедренной кости
Резюме. Актуальность. Восстановление массивных после-резекционных дефектов длинных костей — одна из основных задач, которая стоит перед хирургом при лечении больных с опухолевыми поражениями костей. Поэтому разработка оптимальных имплантатов для замещения дефектов костей и суставов продолжается уже многие десятилетия. Для подбора идеального имплантата, который должен соответствовать требованиям биосовместимости, механической стабильности и быть безопасным, нужно проводить множество различных исследований и тестов. Именно метод алокомпозитного эндо-протезирования представляет интерес для углубленного проведения исследований. Цель: обосновать методику алокомпо-зитного эндопротезирования на основании математического моделирования методом конечных элементов. Материалы и методы. Проведено изучение методом конечных элементов математической модели бедренной кости с «опухолевым» эндопротезом. Изучено напряженно-деформированное состояние модели при выполнении резекции бедренной кости прямым сечением и сечением в виде ступеньки. Смоделирована ситуация в разные сроки после оперативного вмешательства — через 3 и 6 месяцев. Для каждого типа резекции моделировали цементный и бесцементный варианты фиксирования ножки эндопротеза. Результаты. При поперечной остеотомии и бесцементном способе фиксации ножки максимальные по величине напряжения (92,3 МПа) возникают в зоне остеотомии. В диафизарной части бедренной кости зона максимальных напряжений располагается по медиальной стороне, они принимают значения 10,5 и 10,1 МПа в дистальной и проксимальной частях соответственно. Использование ступенчатой остеотомии в сочетании с бесцементной фиксацией ножки эндопротеза в ближайший послеоперационный период позволяет снизить уровень напряжений в зоне остеотомии до
59,1 МПа. В процессе увеличения прочности костного регенерата после использования поперечной остеотомии в сочетании с бесцементной фиксацией ножки наблюдается снижение уровня напряжений в зоне остеотомии — 75,6 МПа. В диафи-зарной части бедренной кости они определяются в пределах от 9,5 до 10,0 МПа. При использовании ступенчатой остеотомии и бесцементного крепления ножки эндопротеза диапазон напряжений в диафизарной части бедренной кости определяется от 7,9 до 13,8 МПа. Использование цемента в сочетании с поперечной остеотомией в послеоперационный период 3 месяца не ведет к принципиальным изменениям в напряженно-деформированном состоянии модели. Максимальная величина напряжений (77,1 МПа) определяется в зоне остеотомии. При использовании ступенчатой остеотомии наличие цементного слоя между ножкой эндопротеза и стенкой костно-мозгового канала позволяет снизить уровень напряжений в зоне остеотомии до отметки 31,5 МПа. Выводы. В результате проведенного математического моделирования обнаружено, что выполнение ступенчатой остеотомии бедренной кости позволяет вдвое снизить уровень механических напряжений в зоне остеотомии по сравнению с моделями с поперечной остеотомией. Использование костного цемента для фиксации ножки эндопротеза в теоретической модели также позволяет значительно снизить уровень напряжений во всех вариантах исследованных моделей за счет образования демпферного слоя между металлом и костной тканью. Увеличение прочности костного регенерата со временем приводит к выравниванию величин напряжений как между контрольными точками каждой из моделей, так и между моделями с различными видами остеотомии бедренной кости.
Ключевые слова: костная опухоль; эндопротезирование; им-плантат
j Орипнальы дослiдження / Original Researches
O.E. Vyrva, Ya.A. Golovina, M.Yu. Karpinsky, A.V. Yaresko, R.V. Malik
State Institution "Sytenko Institute of Spine and Joint Pathology of the National Academy
of Medical Sciences of Ukraine", Kharkiv, Ukraine
The study of the stress-strain state in the "implant-bone" system on the model of the allocomposite endoprosthesis of the proximal femur
Abstract. Background. The restoration of massive post-resection defects of long bones is one of the main challenges facing surgeons in the treatment of patients with bone tumors. Therefore, the development of optimal implants to replace defects of bones and joints has been going on for many decades. To select the "ideal" implant, which must meet the requirements of biocompatibility, mechanical stability and be safe, you need to conduct many different studies and tests. It is the allocomposite endoprosthetic replacement method that is of interest for in-depth researches. The purpose was to substantiate the technique of allocomposite endoprosthetic replacement based on mathematical modeling by the finite element method. Materials and methods. The finite element method was used to study a mathematical model of the femur with a "tumor" endoprosthesis. We studied the stress-strain state of the model when performing a femoral resection with a direct section and a section in the form of a step. The situation was simulated at different times after surgery, in 3 and 6 months. For each type of resection, cement and cement-less versions of fixing the endoprosthesis stem were modeled. Results. With transverse osteotomy and a cementless method of fixing the stem, the maximum stresses (92.3 MPa) arise in the osteotomy zone. In the diaphyseal femur, the zone of maximum stresses is located on the medial side, they are 10.5 and 10.1 MPa in the distal and proximal parts, respectively. The use of stepwise osteotomy in combination with cementless fixation of the endoprosthesis stem in the immediate postoperative period reduces the level of stress in the osteotomy zone to 59.1 MPa. In the process of increasing the strength of the bone regenerate after using transverse osteotomy in combination with cementless fixation of the stem, a decrease in stress
level in the osteotomy zone is observed — 75.6 MPa. In the diaphyseal part of the femur, stresses range from 9.5 to 10.0 MPa. When using stepwise osteotomy and cementless fixation of the endopros-thesis stem, the stress range in the diaphyseal part of the femur is from 7.9 to 13.8 MPa. The use of cement in combination with transverse osteotomy in the postoperative period of 3 months does not lead to fundamental changes in the stress-strain state of the model. The maximum stress value (77.1 MPa) is determined in the osteotomy zone. When using stepwise osteotomy, the presence of a cement layer between the stem of the endoprosthesis and the wall of the bone marrow canal reduces the level of stress in the osteotomy zone to 31.5 MPa. Conclusions. As a result of mathematical modeling, it was found that stepwise osteotomy of the femur allows reducing the level of mechanical stresses in the osteotomy zone compared to models with transverse osteotomy. The use of bone cement for fixing the endoprosthesis stem in a theoretical model also allows one to significantly reduce the level of stresses in all variants of the studied models, due to the formation of a damper layer between the metal and bone tissue. An increase in the strength of the bone regenerate over time leads to equalization of stress values, both between the control points of each model and between models with different types of femoral osteotomy. Thus, as a result of the study, a mathematically sound technique of allocomposite endoprosthetic replacement was developed, which we improved. The best results were obtained with the use of stepwise osteotomy and fixation of allobone with the recipient's bone according to the type of "Russian castle" and intramedullary fixation of the entire system.
Keywords: bone tumor; endoprosthetic replacement; implant
