CC BY
25
■ Орипнальы досл1дження_|ТпЯРМЯ
Original Researches I pdbMd
УДК 616.718.5-031.59-001.5-036.8-089.86 DOI: 10.22141/1608-1706.2.20.2019.168022
Омельченко Т.М.1, Бур'янов О.А.1, ЛябахА.П.2, £щенко В.О.3, Турчин О.А.2 1Нащональний медичний ун1верситет iMeHi О.О. Богомольця, м. КиТв, УкраТна 2ДУ «1нститут травматологи та ортопед1'Т НАМН Укра'Тни», м. КиТв, УкраТна 3НТУУ «КиТвський полiтeхнiчний iнститyт iмeнi 1горя С1корського», м. КиТв, УкраТна
j^m ш ■ ■ ■ ■ ■ ■ ■■■
Bnöip засобш внутр1шньо1 ф|ксаци при надк1сточкових корекц1йних остеотом1ях дистального в1дд1лу великогом1лковоТ к1стки. ¡м1тац1йне комп'ютерне моделювання
Резюме. Мета. ОцнкастабильностивнутршньоТф1ксацИ'привиконаннрзнихвид1в надюсточковихкорекцй-них остеотомй дистального в1дд1лу великогомлковоТ юстки шляхом досыдження жорстюсних параметров 6i-омеханчних моделей «фксатор — юстка» при iмiтацiйномy комп'ютерному моделюванн методом сюнчен-нихелементв. Матерали таметоди. Досмдження включало створення солднихiмiтацiйнихкомп'ютерних моделей бюмехан'чних систем «фксатор—юстка» на базi програмного комплексу ANSYS з використанням контактних i 10-вузлових прамдальних 3D SOLID187 СЕ. 3D-модeль великогомлковоТ юстки створена на пд-став'1 комп'ютерного томограф'чного дослдкення неушкоджено'Тгомлки у здорово'Тлюдини. У кожнй мо-дeлi вдтворено корек^йну остеотомю в мeтаeпiфiзарнiй зон дистального вддлу великогомлковоТюстки з подальшою фiксацieю р'зними видами сучасних блокованих пластин з гвинтами. Проведено досыдження напружено-деформованого стану, визначен максимальн величини зусиль на стиск, згин та максималь-н крутильн моменти за умови неперевищення перемщення 1,0 мм мiж юстковими фрагментами. Результат. Найбльш жорсткою та стабльною e вомехан'мна система з передньолатеральною блокованою L-по^бною пластиною, де допустим'1 зусилля на стиск i згин становлять 308 i 73 Н вдповдно. При цьому ця система характеризуется найбльшою величиною етвалентних за М/'зесом напружень у концентраторах гвинтв та пластини. Найменшу жорстюсть на стиск (Pmax сиск = 151 Н), згин (Pmax зтн = 19 Н) i кручення (Mmax = 2,46 Н/м) мала бЬмехан'чна система, де застосовано ме^альну блоковану пластину. Висновки. При плануванн ме^ально'Т корек^йно'Т надюсточково'Т остеотомн дистального в^лу великогомлковоТ юстки з вдкритим клином найбльшу ставльн'ють та жорстюсть фiксацiТ забезпечуе мeдiальна блокована пластина «puddi-plate», при плануванн ме^ально'Тостеотомн iз закритим клином найбльшу стабльнсть при фк-сацИ' забезпечуе ме^альна блокована пластина з мн-гвинтами, а для латеральноТ корек^йно'Т остеотомИ' iз закритим клином, передньоТ остеотомИ' та фокусно'ТкупольноТкорекцйно'ТостеотомИ'в данй анатом'чнй длянц найкраще використовувати передньолатеральну L-по^бну блоковану пластину. Ключовi слова: надюсточкова корек^йна остеотом'я; гомлковостопний суглоб; супрамалеолярна ос-теотом'я
Вступ
Ha,nKicT04K0Bi корекцшт остеотомй' е методом ви-бору при л^вант пащенпв з наслщками ушкодження кусток надп'ятково-гомткового суглоба за наявност кутових деформацш за умови незначно виражених або roMip^ виражених дегенеративно-дистрофiчних змш у ньому, що найчастше проявляються тслятравматич-ним остеоартрозом I—III стадй. Основною метою дано! мрурпчно! процедури е вщновлення бюмехатчно! ош
та конгруентност надп'ятково-гомткового суглоба для забезпечення рiвномiрного розподту навантаження на суглобовi поверхш ГС [1, 2]. Цей метод е варiантом високоефективного органозберйаючого мрурпчного лкування. Численними ретроспективними та проспек-тивними дослщженнями доведено, що надюсточкова корекцшна остеотомия дозволяе ефективно зменшити больовий синдром та тдвищити функцюнальну здат-нють суглоба й активнють пащентав [1—4]. Однак для до-
© «Травма» / «Травма» / «Trauma» («Travma»), 2019
© Видавець Заславський О.Ю. / Издатель Заславский А.Ю. / Publisher Zaslavsky O.Yu., 2019
Для кореспонденцй: Бур'янов Олександр Анатолмович, доктор медичних наук, професор, Нацюнальний медичний ушверситет ¡мен О.О. Богомольця, бульв. Т. Шевченка, 13, м. КиТв, 01601, УкраТна; e-mail: kaftraum@ukr.net
For correspondence: O. Buryanov, MD, PhD, Professor, Bogomolets National Medical University, T. Shevchenko boulevard, 13, Kyiv, 01601, Ukraine; e-mail: kaftraum@ukr.net
сягнення оптимальних результатiв необидно проводити ретельний пiдбiр пацieнтiв з урахуванням шдивщуаль-них особливостей, коморбiдностi, характеру деформацй та стану суглоба. Для коректного виконання мрурпчно1 процедури вкрай важливою е система передоперацшно-го планування, що дозволяе обрати найбтьш доцтьний вид корекцшно1 остеотоми: медiальну з вщкритим або закритим клином, латеральну iз закритим клином або фокусну купольну корекцiйну остеотомiю. Крiм того, для досягнення позитивного результату мрург мае бути добре обiзнаним з можливостями, перевагами та недо-лшами наявних систем фксацй, що забезпечують найбтьш стабiльну та надшну фiксацiю для окремого виду корекцшно! остеотоми, дозволяють забезпечити необ-хщну стабiльнiсть та жорстисть фiксацií, не ускладню-ючи при цьому техшку хiрургiчного втручання. Це по-требуе проведення бiомеханiчних дослщжень з ан^зом стабiльностi систем «фшсатор — истка».
Мета: оцiнити стабiльнiсть внутрiшньоí' фшсаци при виконаннi рiзних видiв надысточкових корекцш-них остеотомiй дистального вщдту великогомiлковоí' кiстки шляхом дослiдження параметрiв жорсткостi та мiцностi бiомеханiчних моделей «фшсатор — кустка» при iмiтацiйному комп'ютерному моделюваннi за методом сюнченних елементiв.
Матер1али та методи
Об'ектами дослiдження ще1 роботи е моделi бюме-ханiчних систем великогомшково! кiстки з модельо-ваними остеотомiями у зонi дистального епiметафiзу
та остеосинтезом iз застосуванням фiксаторiв з ку-товою стабiльнiстю рiзноl форми та розташуванням (рис. 1).
Геометрична модель великогомшково! ыстки вщ-творена за даними комп'ютерно! томографи неушко-джено! великогомшково1 кiстки здорового пащента. Двошарова апроксимацiя ыстково1 тканини визна-чена за величинами Хаунсфiльда для кортикального i губчастого шарiв, що встановлена на пiдставi власних експериментальних дослiджень [5, 6]. При цьому модуль пружност кортикально1 юстково1 тканини вели-когомшково1 кiстки визначали за формулою:
Е = 6,3 х Ни - 1905, (1)
а модуль пружност спонгюзно1 (трабекулярно1) ыст-ково! тканини визначали за формулою:
Е = 3 х Ни - 407, (2)
де Е — модуль пружност в напрямку максимально1 жорсткост (МПа); Ни — рентгенолопчна щiльнiсть ыстково1 тканини, визначена шд час КТ-дослiдження, виражена в одиницях Хаунсфтьда; 6,3; 1905; 3; 407 — цифровi коефщенти, отриманi в результатi регресш-ного аналiзу.
На основi даних просторово1 геометри створено об'емну 3D-геометрiю исток [7], проведено моделю-вання корекцшно1 остеотоми та металоостеосинтезу з використанням рiзних видiв фшсаци (рис. 1).
Моделi матерiалiв бюмехашчних систем «фшса-тор — кiстка» представленi як iзотропнi, пружнi. Кон-
Рисунок 1. Модел! б'юмехан'чних систем «фiксатор — кСтка»: А — мед'альна дистальна великогомл-кова пластина з кутовою стаб1льн1стю — «2М»; Б — мед!альна дистальна великогомлкова блокована пластина з м!н!-гвинтами — «3М»; В — передньолатеральна L-подiбна блокована дистальна великогомлкова пластина з кутовою стаб'шьшстю — «1L»; Г — передньомедiальна дистальна великогомлкова L-подiбна пластина з кутовою стаб'шьшстю — «1М»; Д — медiальна великогомлкова блокована пластина для корек^йноУ остеотоми з вщкритим клином «puddi-plate» — «4М»
станти для тканин бюлопчного походження отримаш за даними власних дослщжень [5, 6]; для елементав фiксаторiв вибрано пружну iзотропну модель титанового сплаву Ti-6A1-4V (табл. 1) [8].
Сктченно-елементну (СЕ) дискретизацш моделей бюмехашчних систем «фiксатор — кiстка» проведено в нашвавтоматичному режимi програмного комплексу ANSYS з використанням контактних i 10-вузлових пiрамiдальних 3D SOLID187 СЕ [9] (рис. 2).
Згенероваш СЕ-моделi бiомеханiчних систем мали сптьний порядок дискретизаци з максимальним роз-мiром СЕ не бiльше 1 мм, сумарною кшьюстю вуз-лiв вiд 545 420 до 678 481 та налiчували вiд 317 528 до 395 564 елеменпв (рис. 3).
На основi створених комп'ютерних моделей бюмехашчних систем «фшсатор — юстка» проведено досль дження напружено-деформованого стану, визначено максимальш величини зусиль на стиск, згин та макси-мальнi крутнi моменти за умови неперевищення пере-
мщення 1,0 мм мiж кiстковими фрагментами [7]. Для цього, як показано на розрахунковш схемi (рис. 4), у кожному випадку навантаження до системи приклада-лись одиничнi сили i момент.
Пiсля проведення статичного аналiзу величини максимальних зусиль i напружень визначались шляхом масштабування результатiв вузлових перемiщень i напружень вщносно максимально допустимого зна-чення перемщення за рахунок лiнiйностi постановки задачь
Результати
У результaтi проведення чисельного експерименту отримано розподiл полiв еквiвaлентних за Мiзесом напружень у структурних елементах бюмехашчно1 системи «фшсатор — кустка» при навантаженнях на стиск, згин та кручення.
Анaлiз напружено-деформованого стану бюмехашчних систем «фшсатор — юстка» показав, що за
Рисунок 2. Схематизация 10-вузлового СЕ SOLID187 високого порядку 3D, який використовуеться для моделювання нерегулярних сток [9]
Рисунок 3. Сюнченно-елементна модель б'юме-хан'/чноУ системи «фксатор — юстка» з мед'/аль-ною великогомлковою блокованою пластиною для медiальноl корекцйноУ остеотоми з в 'щкри-тим клином — «4М»
Р,= 1Н
Р =1Н
1 4
М, = 1 Н/мм
Рисунок 4. Схема навантаження б'юмехашчно! системи «фiксатор — юстка» одиничними силами i моментом
Таблиця 1. Модел! матер1ал1в б'юмехашчноУ системи «ф'/ксатор — юстка»
Матерiал Модуль Юнга, Е, МПа Коефщент Пуассона, V ав, МПа
Кортикальна юстка 10 000 0,25 120
Спонгюзна юстка 500 0,27 5
Титан 110 000 0,32 1100
j ОрипнальН досл1дження / Original Researches_Орипнальн досл1дження / Original Researches |
B:*1 (2M)-Conspredion
Equivalent Stre« 4 Type: Equivalent (von-Mi«*) Sire« Unit MP* Time: t
В
0 .. 2 МПа
692,41 Mai
100
гх
200 .. 400 МПа
0.t<O2JMr,
У 1
2 .. 200 МПа
Рисунок 5. Розподл екв!валентних за М1зесом напружень у кортикальн!й к!стц! бюмехашчноУ системи «фксатор — ¡мплантат» внаслдок стискаючого навантаження
даних умов навантаження та умовi неперевищення перемщень мiж кютковими вщдамками понад 1,0 мм найбтьш небезпечним структурним елементом бю-мехашчно! системи (як буде показано нижче) е спон-гiозна кустка з точки зору вщношення величин та площ концентрацш напружень до граничних величин напружень моделi матерiалу.
Найменш навантаженим структурним елементом бюмехашчно! системи для вшх розглянутих видiв на-вантажень е кортикальна кiстка. Як показано на рис. 5, концентраций напружень виникали на поверхнях кустки в мюцях отворiв для гвинтiв глибиною не бiльше 1 витка рiзьби та в середньому не перевищували 60 МПа, що е половиною граничного значення напружень для здорово! кортикально! кютки (табл. 1).
В результата аналiзу розподту еквiвалентних за Мь зесом напружень в кортикальнш кiстцi з розгляду ви-ключенi напруження величиною понад 120 МПа з точки зору !х розташувань та незначност протяжностi !х зон концентраций щодо товщини кiстки (менше 1 %)
Рисунок 6. Розподл екв!валентних за М'/зесом напружень у титановй пластин/ бюмехашчно/' системи «фксатор — ¡мплантат» внаслдок стискаючого навантаження
(рис. 5), що може як випливати зi специфки методу, недосконалост само! СЕ-модел^ так i вказувати на можливi незначш локальнi руйнування реального об'екта истки.
Розподт i величини еквiвалентних за Мiзесом напружень у титанових елементах конструкци дуже вщ-рiзнялись залежно вiд виду навантаження та типу фшсуючо! пластини з гвинтами. Для вшх видiв на-вантажень значш величини еквiвалентних за Мiзесом напружень виникали в пластинах у мюцях бтя перелому кютки (рис. 6) i в середньому не перевищували 550 МПа (половини гранищ мщносп титану на стиск).
Дещо бiльшi величини еквiвалентних за Мiзесом напружень спостерiгались у гвинтах. Хоча середш значення напружень у мюцях спряження гвинпв iз пластиною i кiсткою були в межах 200—550 МПа, однак в ушх моделях також спостерпались концентраций напружень на витках, що перевищували границю мiцностi титану (рис. 7). Найбтьша величина концентраци еквiвалентних за Мiзесом напружень спостерпалась у
FqucuAnf |М 1
Typt: («MfcAflt fe«
Mnif М1:Л
IV: <: м.(
Рисунок 7. Розподл екв'/валентних за МЗесом напружень у титановому гвинт бюмехашчно/ системи «фiксатор — ¡мплантат» внаслдок стискаючого навантаження
В: #1 I2MI - Completion
Strtii - Sponge
Type: Equivalent (von-Miiei) r.ve;;
Unit: MPa Time: 1
Рисунок 8. Розподл еквiвалентних за М'/зесом напружень у губчастй к!стц! б!омехан1чно/ системи «фксатор — ¡мплантат» внаслдок стискаючого навантаження
200 .. 400 МПа
20 .. 200 МПа
2 .. 20 МПа
350,00 300,00 I 250,00 1 200,00 о. 150,00 100,00 50,00
■ Стиск ■ Згин
■
■ 1
1 1 ■ ■
■ 1 1 1 ■
1 1 1 1
1. Яш ■ 1.
0,00 1 (2М) 2 (ЗМ) 3(1Ц 4 (1М) 5{4М)
Рисунок 9. Пстограма максимально допустимих зусиль на стиск I згин для б'юмехан 'чних моделей
«ф1ксатор — юстка»
гвинтах, спряжених iз кортикальною юсткою. Залеж-но вiд моделi це ми* бути ближчий чи дальнш гвинт вiд мiсця перелому ыстки.
За умовою завдання, для нижньо! частини ыстки була прийнята iзотропна губчаста модель матерiалу. Пiд дieю зовнiшнiх навантажень у моделi губчасто! кiстки виникали значнi величини концентрацш еквь валентних за Мiзесом напружень у мюцях контакту з гвинтами (рис. 8), величини яких перевищують гра-ницю мiцностi губчасто! ыстки 5 МПа (табл. 1), що свтчить про потенцiйнi зони локального руйнування матерiалу кiстки.
Визначенi максимальш величини зусиль Р на
тах
стиск i згин, та моменпв Мтах, що призводять до максимально допустимих перемщень в 1,0 мм мiж ыст-ковими вщламками (табл. 2), в результата виршення лшшно! задачi: Ртах= (1 • Р1)/и(Р1 ), де Р1 — одинична сила, и(Р1 ) — перемщення вiд одинично! сили.
Вiдповiдно до рис. 9 та 10, найбтьш жорсткою е бю-механiчна система з пластиною «Ш>, де допустимi зу-
силля на стиск i згин становлять 308 i 73 Н вiдповiдно. При цьому система характеризуеться також найбть-шою величиною еквiвалентних за Мiзесом напружень у концентраторах гвинтiв та пластини. Найменшу жорст-кiсть на стиск (Р = 151 Н), згин (Р = 19 Н)
х тах стиск ' ' х тах згин '
i кручення (Мтах = 2,46 Н/м) мае бiомеханiчна система «2М».
Обговорення
Результати проведеного дослiдження показали, що при виконанш медiальноl корекцшно! надысточ-ково! остеотоми з вщкритим клином найбiльшу ста-бiльнiсть та жорстысть фiксацií забезпечуе блокована «puddi-plate» система «4М», а при плануванш медiаль-но! остеотоми iз закритим клином найбтьш стабтьну фiксацiю забезпечуе медiальна блокована пластина з мшьгвинтами системи «3М». Для латерально! корекцшно! остеотоми iз закритим клином, передньо! остеотоми та фокусно! купольно! корекцшно! остеотоми при металоостеосинтезi найкраще використовувати
Стиск Згин Кручення
Напруження Напруження Напруження
в кортикал! в кортикал! в кортикал!
1,00 / 1.00 1,00 ,
о,о/. 0,03 0,5/,
Г2У 1 Г'гГ /
/ г у А / ГТ А / Г'Т А
/ / У / / /
Напруження Напруження Напруження Напруження Напруження Напруження
в титан! в губц1 в титан! в губц1 в титан! в губц1
А Б В
■ 1 (2М) Н 2 (ЗМ) 13(1д □ 4 (1М) ■ 5 (4М)
Рисунок 10.1нгенсивн1сгь концентрацш напружень у вщносних величинах елементв 61омехан1чно/ системи «ф/ксатор — кстка» при навантаженн1: А — на стиск; Б — на згин; В — на кручення
Таблиця 2. Розрахунков! величини максимально допустимих зусиль та момент'ш для 61омехан!чних моделей «ф!ксатор — юстка»
Модель P , Н max' M , Н/м max
Стиск Згин Кручення
1 (2M) 151,49 19,03 2,46
2 (3M) 233,46 31,00 18,18
3 (1L) 308,14 72,04 17,90
4 (1M) 209,57 24,25 14,94
5 (4M) 217,66 33,71 18,83
передньолатеральну L-подiбну блоковану пластину (система «Ш>).
Стабтьшсть та надiйнiсть фГксацГ! пiсля виконання корекцiйно! остеотомГ! е вкрай важливою для инце-вих результат [1—4]. У лiтературi немае едино! думки стосовно вибору засобiв фГксаци при виконаннi корек-цшних остеотомiй. Однi автори вважають, що питання вибору фiксаторiв е винятковою прерогативою хирурга, при цьому немае принципових вiдмiнностей при засто-суванш рiзних видiв пластин або гвинтав [2, 3]. Однак у бГльшост публiкацiй питанню вибору фiксаторiв придь ляеться значна увага [10—13]. У порiвняннi зi стандарт-ними пластинами для зануреного металоостеосинтезу технологiя блокованих пластин мае значш переваги у забезпеченш жорсткостi та стабiльностi при фГксаци [11]. Компресiя в зон остеотоми також сприяе истково-му зрощенню та покращуе стабiльнiсть [11]. Навпъ при вiдкритих клиноподiбних остеотомГях, при використан-нi кортикально-спонгiозних исткових трансплантатiв, рекомендують застосовувати компресiю в зош остеотоми [11, 12]. Ряд авторГв рекомендують по можливост виконувати мiжфрагментарну фiксацiю [11]. СерГя про-ведених дослiджень дала кшшчш докази того, що над-кiсточковi корекцiйнi остеотоми послiдовно зменшу-ють больовий синдром, покращують функцгю суглоба та збГльшують диапазон рухгв у ньому [1—4, 10—13]. При цьому серед ускладнень автори вказують на рецидиви деформацш (2,6—10,3 %) та незрощення в зош остеотоми (2,2—8,9 %), що залежить вгд адекватност вибору виду остеотоми, а також стабтьносл та надгйностг вну-тргшньо! фгксацГ! [10—13]. Разом гз тим наголошуеться на наявност широкого спектра варганив фгксуючих засобгв, а дослгдження якостг та обГрунтування фгкса-цГ! при !х застосуваннг покладено виключно на розроб-никгв. Звичайно, фгксуючг пластини не компенсують вГдсутнГсть дотримання загальних принципГв кГстково! фгксацГ!, однак визначення найбГльш надшних та ер-гономгчних конструкцш фГксуючих засобГв при окре-мих видах остеотомГ! дозволить оптимГзувати хГрургГчне втручання та покращити результати лГкування дано! ка-тегорГ! пацГентГв.
Висновки
ДослГдження параметрГв жорсткост та мщносп бю-мехашчних моделей «фГксатор — истка» при Гмггацш-ному комп'ютерному моделюваннГ методом синчен-
них елементiв показало, що при плануванш медiальноi корекцшноi надкiсточковоi остеотоми дистального вщ-дiлу великогомшково! истки з вiдкритим клином най-бiльшу стабiльнiсть та жорстисть фшсаци забезпечуе медiальна блокована пластина «puddi-plate»; при пла-нуваннi медiальноi остеотомГ! i3 закритим клином най-бтьшу стабiльнiсть при фiксацii забезпечуе медiальна блокована пластина з мiнi-гвинтами, а для латерально'х' корекцiйноi остеотоми iз закритим клином, передньо'х' остеотоми та фокусно'х' купольно'х' корекцiйноi остеотоми в данiй анатомiчнiй дiлянцi найкраще використову-вати латеральну L-подiбну блоковану пластину.
Перспективи подальших дослвджень. Ощнка адек-ватностi моделей бiомеханiчних систем нижшх кшщ-вок «фiксатор — ыстка» за допомогою порiвняння ре-зультатiв iмiтацiйного комп'ютерного моделювання з результатами експериментальних дослiджень натурних зразкхв.
Етичний аспект. Всi процедури, що проводилися у дослiдженнi, вiдповiдали етичним стандартам шсти-туцiйного та нащонального дослiдницьких комiтетiв, а також Гельсшсько'х' деклараци 1964 року та ii бiльш пiзнiм змiнам або порiвнянним етичним стандартам. Стаття рекомендована до друку комiсiею з бiоетики при ДУ «1нститут травматологи та ортопеди НАМН Украши», протокол № 4 вхд 23.03.2019 р.
Конфл1кт штереав. Автори декларують вiдсутнiсть конфлiкту штерешв.
1нформащя про внесок кожного учасника: Бур'я-нов О.А. — концепщя i дизайн дослiдження; Омельчен-ко Т.М. — збирання та обробка матерiалiв, аналiз та iнтерпретацiя результат, написання тексту; Ля-бах А.П. — аналiз отриманих даних; €щенко В.О. — постановка задач^ аналiз отриманих даних, оформлення тюстрацш; Турчин О.А. — оформлення статть
Список л1тератури
1. Colin F, Bolliger L, Horn Lang T. et al. Effect of supramalleolar osteotomy and total ankle replacement on talar position in the varus osteoarthritic ankle: a comparative study// Foot Ankle Int. 2014; 35: 445-52. Available at: http://fai. sagepub.com/content/35/5/445.short.
2. Schmid T, Zurbriggen S, Zderic I. et al. Ankle joint pressure changes in a pes cavovarus model: supramalleolar valgus osteotomy versus lateralizing calcaneal osteotomy // Foot Ankle Int. 2013; 34: 1190-7. Available at: http://fai.sagepub.com/ content/34/9/1190.long.
3. Colin F, Gaudot F, Odri G. et al. Supramalleolar osteotomy: techniques, indications and outcomes in a series of 83 cases // Orthop. Traumatol. Surg. Res. 2014; 100: 413-8. Available at: http://www.sciencedirect.com/science/article/pii/ S1877056814000784.
4. Kim Y.S., Park E.H., Koh Y.G. et al. Supramalleolar osteotomy with bone marrow stimulation for varus ankle osteoarthritis: clinical results and second-look arthroscopic evaluation // Am. J. Sports. Med. 2014; 42: 1558-66. Available at: http://ajs.sagepub. com/content/early/2014/04/23/0363546514530669.abstract.
5. Омельченко Т.М., Бур'янов О.А., Лябах А.П., Мазе-вич В.Б., Муаенко О.С., Шидловський М.С. Ф1зико-ме-хашчш властивостi трабекулярног шстковоИ тканини шсток гомыковостопного суглоба (експериментально-mi-шчне до^дження) // Всник ортопеды, травматологи та протезування. 2017; 2: 66-72. Режим доступу: http://nbuv. gov. ua/UJRN/Votip_2017_2_12.
6. Омельченко Т.М., Бур'янов О.А., Лябах А.П., Ма-зевич В.Б., Шидловський М.С., Муаенко О.С. Корелящя модуля пружностi та рентгенологiчноi щiльностi шст-ковоИ тканини в зош надп 'ятково-гомыкового суглоба // Ортопедия, травматология и протезирование: научно-практический журнал. 2018; 3: 80-84. doi: https://doi. org/10.15674/0030-59872018380-84.
7. бщенко В.О. 1мтацшне моделювання напружено-де-формованого стану бюмехашчних систем для шсток ктщ-
вок та щелепи людини з пошкодженнями // Всник НТУУ «КП1». Серiя «Машинобудування». 2013; 2(68); 84-90. Режим доступу: http://ela.kpi.ua/bitstream/123456789/13731/1/84_ Ieshchenko_v.pdf.
8. ISO 5832-3: Implants for surgery — Metallic materials — Part 3: Wrought titanium 6-aluminium 4-vanadium alloy. Режим доступу: https://www.iso.org/standard/66637.html.
9. Ansys Help "help/ans_elem/Hlp_E_SOLID187.html" Режим доступу: https://www.sharcnet.ca/Software/An-sys/17.0/en-us/help/ans_elem/Hlp_E_S0LID187.html.
10. Ellington J.K., Myerson M.S. Surgical correction of the ball and socket ankle joint in the adult associated with a talonavicular tarsal coalition // Foot Ankle Int. 2013; 34: 1381-8. Available at: http://fai.sagepub.com/content/34/10/1381.
11. Knupp M, Barg A, Bolliger L. et al. Reconstructive surgery for overcorrected clubfoot in adults // J. Bone Joint. Surg. Am. 2012; 94: e1101-7. Available at: http://jbjs.org/con-tent/94/15/e110.
12. De Roode C.P., Hung M., Stevens P.M. Supramalleolar osteotomy: a comparison offixation methods // J. Pediatr. Orthop. 2013; 33: 672-7. Available at: http://journals.lww. com/pedorthopaedics/Abstract/2013/09000/Supramalleolar_ Osteotomy_A__Comparison_of.16.aspx.
13. Eidelman M, Katzman A., Zaidman M. et al. Deformity correction using supramalleolar gigli saw osteotomy and Taylor spatial frame: how to perform this osteotomy safely? // J. Pediatr. Orthop. 2011; 20: 318-22. Available at: http://journals. lww.com/jpob/Abstract/2011/09000/Deformity_correction_ using_supramalleolar_gigli.10.aspx.
Отримано 14.02.2019 ■
Омельченко Т.Н.1, Бурьянов А.А.1, ЛябахА.П.2, Ещенко В.А.3, Турчин Е.А.2 Национальный медицинский университет имени А.А. Богомольца, г. Киев, Украина 2ГУ «Институт травматологии и ортопедии НАМН Украины», г. Киев, Украина 3Национальный технический университет Украины «Киевский политехнический институт имени Игоря Сикорского», г. Киев, Украина
Выбор внутренней фиксации при надлодыжечных корригирующих остеотомиях дистального отдела большеберцовой кости. Имитационное компьютерное моделирование
Резюме. Цель. Оценка стабильности внутренней фиксации при выполнении различных видов надлодыжечных корригирующих остеотомий дистального отдела большеберцовой кости путем исследования жесткостных параметров биомеханических моделей «фиксатор — кость» при имитационном компьютерном моделировании методом конечных элементов. Материалы и методы. Исследование включало создание солидных имитационных компьютерных моделей биомеханических систем «фиксатор — кость» на базе программного комплекса ANSYS с использованием контактных и 10-узловых пирамидальных 3D SOLID187 СЕ. 3D-модель большеберцовой кости создана на основании компьютерного томографического исследования неповрежденной голени здорового человека. В каждой модели воссоздана корригирующая остеотомия в метаэпифизарной зоне дистального отдела большеберцовой кости с последующей фиксацией различными видами современных блокированных пластин с винтами. Проведено исследование напряженно-деформированного состояния, определены максимальные величины усилий на сжатие, изгиб и максимальные крутящие моменты при условии непревышения перемещения 1,0 мм между костными фрагментами. Результаты. Наиболее жесткой и стабильной является биомеханическая система с переднелате-
ральной блокированной L-образной пластиной, где допустимые усилия на сжатие и изгиб составляют 308 и 73 Н соответственно. При этом данная система характеризуется наибольшей величиной эквивалентных по Мизесу напряжений в концентраторах винтов и пластины. Наименьшую жесткость на сжатие (Р = 151 Н),
^ ^ тах сжатие ''
сгиб (Р , = 19 Н) и кручение (М = 2,46 Н/м) имела биомеха** тахизшб ' ^^ ** тах ' ' '
ническая система, где применена медиальная блокированная пластина. Выводы. При планировании медиальной корригирующей надлодыжечной остеотомии дистального отдела большеберцовой кости с открытым клином наибольшую стабильность и жесткость фиксации обеспечивает медиальная блокированная пластина «ри(Ш-р1а1е», при планировании медиальной остеотомии с закрытым клином наибольшую стабильность при фиксации обеспечивает медиальная блокированная пластина с мини-винтами, а для латеральной корригирующей остеотомии с закрытым клином, передней остеотомии и фокусной купольной корригирующей остеотомии в данной анатомической области оптимальным является использование переднелатеральной L-образной блокированной пластины.
Ключевые слова: надлодыжечная корригирующая остеотомия; голеностопный сустав; супрамалеолярная остеотомия
T.M. Omelchenko1, O.A. Burianov1, A.P. Lyabakh2, V.O. Yeshchenko3, O.A. Turchin2 1Bogomolets National Medical University, Kyiv, Ukraine
2SI "Institute of Traumatology and Orthopedics of the by NAMS of Ukraine", Kyiv, Ukrane 3National Technical University of Ukraine "Igor Sikorsky Kyiv Polytechnic Institute", Kyiv, Ukraine
Selection of internal fixation devices in supramalleolar corrective osteotomy of the distal tibia.
Imitation computer modeling
Abstract. Background. The purpose was to assess the stability of internal fixation when performing various types of supramalleolar corrective osteotomies of the distal tibia by examining the stiffness parameters of biomechanical "fixator-bone" models during computer simulation using the finite element method. Materials and methods. The study included the creation of solid simulation computer models of biomechanical "fixator-bone" systems based on the ANSYS software using contact and 10-node pyramidal 3D SOLID187 element. The 3D model of the tibia was created on the basis of a computed tomography scan of a non-damaged lower leg in a healthy person. In each model, corrective osteotomy was recreated in the metaepiphyseal zone of the distal tibia, followed by a fixation using various types of modern locking plates with screws. A study of the stress-strain state was carried out, and the maximum values of the compressive, bending and maximum torques were determined under the condition when the displacement of the bone fragments did not exceed 1.0 mm. Results. Biomechanical system with an anterolateral L-shaped lock-
ing plate was the most rigid and stable, the allowable forces for compression and bending were 308 and 73 H, respectively. At the same time, this system is also characterized by the greatest equivalent von Mises stresses in the stress concentrator of the screws and the plate. Biomechanical system with medial locking plate had the lowest compressive stiffness (P = 151 H),
* v max_compression ' '
bending stiffness (P . .. = 19 H) and torsional stiffness
° v max_bending '
(Mmax = 2.46 N/m). Conclusions. When planning medial supra-malleolar corrective osteotomy of the distal tibia with an open wedge, the medial Puddu locking plate provides the greatest stability and rigidity of fixation, for lateral corrective osteotomy with a closed wedge, the greatest stability in fixing is provided by the medial locking plate with the mini screws, and for the lateral corrective osteotomy with a closed wedge, lateral osteotomy and focal dome corrective osteotomy in this anatomical region, it is best to use an anterolateral L-shaped locking plate. Keywords: supramalleolar corrective osteotomy; ankle joint; su-pramalleolar osteotomy
