Резюме
Актуальність. Первинне ендопротезування за наявності перелому кульшової западини потребує використання додаткових способів та засобів остеосинтезу для стабільного встановлення ацетабулярного компонента. Вибір компонентів ендопротеза та поєднання їх із засобами стабілізації кісткових фрагментів повинні здійснюватися з урахуванням науково обґрунтованих теоретичних засад. Мета дослідження: дослідити зміни величин напружень у моделі кульшового суглоба при його ендопротезуванні в умовах наявності перелому кульшової западини типу 62-B1.3 за класифікацією АO/ASIF з використанням сучасних варіантів остеосинтезу кісток таза. Матеріали та методи. Розроблена скінченно-елементна модель тазового пояса людини зі стегновими кістками з поперечним переломом кульшової западини типу 62-B1.3 за класифікацією
АO/ASIF. Моделювали 4 варіанти ендопротезування лівого кульшового суглоба: варіант 1 — ендопротезування без наявності перелому (контроль); варіант 2 — ендопротезування без засобів остеосинтезу уламків; варіант 3 — ендопротезування з фіксацією фрагмента задньої стінки кульшової западини двома гвинтами; варіант 4 — ендопротезування з фіксацією фрагмента задньої стінки кульшової западини двома гвинтами та накістковою пластиною. Результати. Остеосинтез фрагмента двома гвинтами дозволяє знизити рівень напружень на верхньому краю кульшової западини до рівня моделі з ендопротезуванням неушкодженої кульшової западини — 31,3 та 27,5 МПа на передній і задній частині відповідно. Напруження в середині медіальної стінки кульшової западини мають незначну тенденцію до зниження: 18,4 МПа — в середині, 4,5 та 4,8 МПа — вздовж ліній поперечного перелому та заднього краю відповідно. На кістковому фрагменті кульшової западини напруження знижуються до 1,9 МПа. Навколо гвинтів, що фіксують чашку ендопротеза, спостерігається значне зниження рівня напружень до 2,5 МПа навколо заднього гвинта та незначне зниження до 7,1 МПа навколо переднього, але на самих гвинтах рівень напружень падає практично вдвічі — до 35,6 МПа. Максимальний рівень напружень 209,0 МПа визначається на гвинтах, що фіксують фрагмент заднього краю. Використання накісткової пластини веде до зниження у її задній частині до 23,5 МПа та підвищення у передній до 35,3 МПа. У середній частині кульшової западини напруження знижується незначно та визначається на рівні 17,5 МПа. Вздовж ліній перелому зміни ще менш значні: 4,8 МПа вздовж лінії поперечного перелому западини та 4,3 МПа вздовж лінії перелому заднього краю. На рівень напружень на самому фрагменті наявність накісткової пластини не впливає. На гвинтах напруження зростають до 43,9 МПа. На гвинтах, що фіксують кістковий фрагмент, напруження визначаються на рівні 213,7 МПа, а на гвинтах, які фіксують накісткову пластину, — 41,6 МПа. Висновки. Наявність перелому кульшової западини призводить до підвищення рівня напружень практично в усіх контрольних точках моделі, за винятком кісткового фрагмента, порівняно з моделлю ендопротезування при неушкодженій кульшовій западині. Використання засобів остеосинтезу дозволяє знизити рівень напружень у кісткових елементах моделі, а також на гвинтах, які фіксують чашку ендопротеза. Гвинти, що фіксують кістковий фрагмент, зазнають найбільших напружень — вище ніж 200 МПа. Додатковий остеосинтез накістковою пластиною не має впливу на рівень напружень на цих гвинтах.
Background. Primary arthroplasty in the presence of an acetabular fracture requires the use of additional methods and means of osteosynthesis for stable installation of the acetabular component. The selection of endoprosthesis components and their combination with means for stabilization of bone fragments should be carried out on the basis of scientifically justified theoretical principles. Goal: to investigate the changes in stress values in the hip joint model during its arthroplasty for 62-B1.3 acetabular fracture according to the AO/ASIF classification using modern options for osteosynthesis of pelvic bones. Materials and methods. A finite-element model of a human pelvic girdle with femurs in a transverse acetabuluar fracture AO/ASIF type 62-B1.3 was developed. Four types of arthroplasties of the left hip joint were modeled: type 1 — without a fracture (controls); type 2 — without means for osteosynthesis of fragments; type 3 — with fixation of a fragment of the posterior acetabular wall using two screws; type 4 — with fixation of a fragment of the posterior acetabular wall using two screws and a bone plate. Results. Osteosynthesis of a fragment with two screws allows reducing the stress level on the upper edge of the acetabulum to that in the model of arthroplasty for the intact acetabulum — 31.3 and 27.5 MPa on the anterior and posterior parts, respectively. The stresses in the middle of the medial acetabular wall have a slight tendency to decrease: 18.4 MPa in the middle, 4.5 and 4.8 MPa — along the lines of the transverse fracture and the posterior edge, respectively. On the bone fragment of the acetabulum, the stresses decrease to 1.9 MPa. Around the screws fixing the endoprosthesis cup, there is a significant decrease in the stress level to 2.5 MPa around the back screw, and a slight decrease to 7.1 MPa around the front screw, but on the screws themselves, the stress level drops practically by half — to 35.6 MPa. The maximum stress level of 209.0 MPa is determined on the screws fixing the fragment of the posterior edge. The use of a bone plate leads to a decrease in its posterior part to 23.5 MPa and an increase in the anterior part to 35.3 MPa. In the middle part of the acetabulum, the stress level decreases slightly, and is determined at the level of 17.5 MPa. Along the fracture lines, the changes are even less significant: 4.8 MPa along the line of the transverse fracture of the socket and 4.3 MPa — along the line of the posterior edge fracture. The presence of a bone plate does not affect the stress level on the fragment itself. The stresses on the screws increase to 43.9 MPa. On the screws that fix the bone fragment, the stress is determined at the level of 213.7 MPa, and on the screws that fix a bone plate — 41.6 MPa. Conclusions. The presence of an acetabuluar fracture leads to an increase in the stress level in almost all control points of the model, except for the bone fragment, as compared to the arthroplasty model with an intact acetabulum. The use of osteosynthesis means allows reducing the stress level in the bone elements of the model, as well as on the screws that fix the cup of the endoprosthesis. The screws that fix the bone fragment will experience the greatest stresses, above 200 MPa. Additional osteosynthesis with a bone plate has no effect on the stress level in these screws.
Вступ
Переломи кульшової западини, незважаючи на весь сучасний арсенал засобів для їх остеосинтезу, в більшості випадків призводять до розвитку вторинних дегенеративних, інвалідизуючих змін кульшового суглоба [1].
Первинне ендопротезування кульшового суглоба в гострий період після травми має всі можливості запобігти подібним ускладненням, значно скоротити час лікування, відновити активність пацієнтів і отримати позитивні соціально-економічні наслідки. Що сумарно значно нівелює необхідність проведення складних, травматичних, етапних хірургічних втручань із непередбачуваними функціональними наслідками у подальшому [2].
Первинне ендопротезування за наявності перелому кульшової западини є складним та нетривіальним, потребує використання додаткових способів та засобів остеосинтезу для стабільного встановлення ацетабулярного компонента. Вибір компонентів ендопротеза та поєднання їх з додатковими засобами стабілізації кісткових фрагментів, на наш погляд, повинні здійснюватися не емпірично, а на науково обґрунтованих теоретичних засадах [3, 4].
Мета дослідження. Дослідити зміни величин напружень у моделі кульшового суглоба при його ендопротезуванні в умовах наявності перелому кульшової западини типу 62-B1.3 за класифікацією АO/ASIF з використанням сучасних варіантів остеосинтезу кісток таза.
Матеріали та методи
У лабораторії біомеханіки ДУ «Інститут патології хребта та суглобів ім. проф. М.І. Ситенка НАМН України» була розроблена базова скінченно-елементна модель тазового пояса людини зі стегновими кістками [5]. Зовнішній вигляд моделі наведено на рис. 1.
На базовій моделі було сформовано поперечний перелом кульшової западини з фрагментом заднього краю типу 62-B1.3 за класифікацією АO/ASIF. Моделювання виконували шляхом встановлення за лініями перелому прошарків із механічними властивостями кісткового регенерату (рис. 2).
Також моделювали 4 варіанти ендопротезування лівого кульшового суглоба при цьому типі перелому кульшової западини:
— варіант 1 — ендопротезування без наявності перелому (контроль);
— варіант 2 — ендопротезування без засобів остеосинтезу уламків;
— варіант 3 — ендопротезування з фіксацією фрагмента задньої стінки кульшової западини двома гвинтами;
— варіант 4 — ендопротезування з фіксацією фрагмента задньої стінки кульшової западини двома гвинтами та накістковою пластиною.
На рис. 3 наведені варіанти імплантації чашки ендопротеза кульшового суглоба й елементи остеосинтезу кульшової западини.
У нашому дослідженні матеріал вважався однорідним та ізотропним. Як кінцевий елемент був обраний 10-вузловий тетраедр із квадратичною апроксимацією. Усі матеріали, з яких складалися моделі, одержали відповідні механічні властивості, такі як модуль пружності Юнга та коефіцієнт Пуассона. Механічні властивості біологічних тканин було обрано згідно з літературою [6–9].
Також нами проаналізовано властивості металоконструкцій, що були обрані відповідно до даних технічної літератури за цим напрямком матеріалознавства [10]. Дані про механічні характеристики матеріалів, що було використано в моделюванні, наведені в табл. 1.
У процесі дослідження було змодельоване одноопорне стояння на лівій кінцівці. Для цього моделі навантажували вертикальною розподіленою силою величиною 540 Н, що відповідало середній вазі людини без урахування ваги опорної кінцівки. Між великим вертлюгом лівої стегнової кістки та крилом здухвинної кістки було імітовано дію аддукторів стегна шляхом введення відповідних сил. Моделювали дію gluteusmedius (середній сідничний м’яз) силою 1150 Н та gluteusminimus (малий сідничний м’яз) силою 50 Н [11, 12]. У ділянці колінного суглоба на рівні виростків лівої стегнової кістки всі моделі мали жорстке закріплення. Схема навантаження моделей наведена на рис. 4.
Для порівняння змін напружено-деформованого стану різних варіантів моделей було вивчено величину механічних напружень у певних контрольних точках. Схему розташування точок, у яких проводили конт-роль величини напружень, наведено на рис. 5.
Нами було проведено дослідження напружено-деформованого стану моделей за допомогою методу скінченних елементів. Як критерій оцінки напруженого стану математичних моделей використовували напруження за Мізесом [10].
Система автоматизованого проєктування SolidWorks була застосована саме для цього виду моделювання, а за допомогою програмного комплексу CosmosM були проведені розрахунки напружено-деформованого стану запропонованих моделей [13].
Результати
На першому етапі роботи нами було досліджено напружено-деформований стан моделі з ендопротезом кульшового суглоба та неушкодженою кульшовою западиною (варіант 1). Картину розподілу напружень у моделі наведено на рис. 6.
При ендопротезуванні кульшового суглоба з неушкодженою кульшовою западиною напруження максимальної величини 32,2 МПа визначаються в передньоверхній ділянці кульшової западини та 27,2 МПа у задньоверхній ділянці. У середині кульшової западини напруження визначаються в межах від 3,6 до 3,9 МПа. Найменший рівень напружень 1,6 МПа спостерігається навколо заднього фіксуючого гвинта. На самих фіксуючих гвинтах напруження сягають позначки 52,8 МПа.
Було цікаво розглянути, як впливає наявність перелому кульшової западини на розподіл напружень у моделі після ендопротезування. На рис. 7 наведено картину розподілу напружень у моделі (варіант 2).
При ендопротезуванні кульшового суглоба з переломом кульшової западини без додаткових елементів остеосинтезу уламків максимальний рівень напружень зберігається по верхньому краю западини, де вони сягають значень 34,5 та 25,1 МПа у передній та задній частині відповідно. Підвищується рівень напружень у центральній частині медіальної стінки кульшової западини до 19,3 МПа. Вздовж лінії поперечного перелому також спостерігається підвищення рівня напружень до 5,3 МПа, уздовж лінії перелому заднього краю западини — до 4,9 МПа. Але на самому фрагменті напруження знижуються до 3,0 МПа, що обумовлено відсутністю фіксації фрагмента. Навколо гвинтів, що фіксують чашку ендопротеза, величина напружень також зростає до 7,6 та 4,1 МПа навколо переднього та заднього гвинтів відповідно. На самих гвинтах напруження підвищуються незначно — до 56,9 МПа.
Було цікаво відзначити, що у випадку остеосинтезу фрагмента заднього краю западини двома гвинтами виникала картина розподілу напружень у моделі, яка наведена на рис. 8.
Таким чином, нами було доведено, що остеосинтез фрагмента двома гвинтами дозволяє знизити рівень напружень на верхньому краю кульшової западини до рівня моделі з ендопротезуванням неушкодженої кульшової западини — 31,3 та 27,5 МПа на передній та задній частині відповідно. Напруження в середині медіальної стінки кульшової западини мають незначну тенденцію до зниження: 18,4 МПа в середині, 4,5 та 4,8 МПа уздовж ліній поперечного перелому та заднього краю відповідно. На самому кістковому фрагменті кульшової западини напруження знижуються до 1,9 МПа, що можна вважати позитивним фактором для зрощення перелому. Навколо гвинтів, що фіксують чашку ендопротеза, спостерігається значне зниження рівня напружень до 2,5 МПа навколо заднього гвинта та незначне зниження до 7,1 МПа навколо переднього, але на самих гвинтах рівень напружень падає практично вдвічі — до 35,6 МПа. Максимальний же рівень напружень визначається на гвинтах, що фіксують фрагмент заднього краю, де вони сягають позначки 209,0 МПа.
/32.jpg)
Нами було зроблено припущення, що додатковий елемент остеосинтезу кульшової западини у вигляді накісткової пластини також змінює напружено-деформований стан моделі кульшового суглоба. Розглянути картину розподілу напружень в моделі дозволяє рис. 9.
Використання накісткової пластини для остеосинтезу кульшової западини веде до перерозподілу напружень в першу чергу у верхній частині западини, а саме до зниження в її задній частині до 23,5 МПа та підвищення в передній до 35,3 МПа. У середній частині кульшової западини напруження знижується незначно та визначається на рівні 17,5 МПа. Вздовж ліній перелому зміни ще менш суттєві — 4,8 МПа вздовж лінії поперечного перелому западини та 4,3 МПа вздовж лінії перелому заднього краю. На рівень напружень на самому фрагменті наявність накісткової пластини не впливає. Що стосується зон навколо гвинтів, які фіксують чашку ендопротеза, то слід відзначити невеличке підвищення напружень до 7,7 МПа на передньому гвинті, на задньому величина напружень залишається на рівні попередньої моделі — 2,5 МПа. На самих гвинтах напруження зростають порівняно з попередньою моделлю, але не досягають відмітки моделі з неушкодженою кульшовою западиною, зупиняючись на позначці 43,9 МПа. На гвинтах, що фіксують кістковий фрагмент, напруження визначаються на рівні 213,7 МПа, а на гвинтах, які фіксують накісткову пластину, — 41,6 МПа.
Дані про величини напружень у контрольних точках моделей кульшового суглоба при його ендопротезуванні в умовах перелому дна кульшової западини наведені у табл. 2.
Для більш наочного порівняння величин напружень у контрольних точках на кісткових елементах моделей кульшового суглоба при його ендопротезуванні в умовах наявності перелому кульшової западини типу 62-B1.3 за класифікацією АO/ASIF була побудована діаграма, наведена на рис. 10.
З наведеної діаграми видно, що наявність перелому кульшової западини призводить до підвищення рівня напружень практично в усіх контрольних точках моделі, за винятком кісткового фрагмента. Найбільше зростання напружень відбувається в середині кульшової западини. Доволі наочно виглядає припущення, що використання засобів остеосинтезу дозволяє знизити рівень напружень у кісткових елементах моделі.
Діаграма, наведена на рис. 11, дозволяє здійснити наочне порівняння величин напружень у фіксуючих елементах моделей кульшового суглоба при його ендопротезуванні за умов наявності перелому кульшової западини типу 62-B1.3 за класифікацією АO/ASIF.
Ця діаграма наочно та вірогідно доводить той факт, що використання елементів остеосинтезу дозволяє знизити рівень напружень на гвинтах, що фіксують чашку ендопротеза. Наявність накісткової пластини практично не має впливу на величину напружень на гвинтах, які фіксують кістковий фрагмент.
Висновки
1. Наявність перелому кульшової западини призводить до підвищення рівня напружень практично в усіх контрольних точках моделі, за винятком кісткового фрагмента, порівняно з моделлю ендопротезування при неушкодженій кульшовій западині.
2. Використання засобів остеосинтезу дозволяє знизити рівень напружень у кісткових елементах моделі, а також на гвинтах, які фіксують чашку ендопротеза.
3. Гвинти, що фіксують кістковий фрагмент, зазнають найбільших напружень — вище ніж 200 МПа. Додатковий остеосинтез накістковою пластиною не має впливу на рівень напружень на цих гвинтах.
Конфлікт інтересів. Автори заявляють про відсутність конфлікту інтересів та власної фінансової зацікавленості при підготовці даної статті.
Отримано/Received 01.11.2022
Рецензовано/Revised 09.11.2022
Прийнято до друку/Accepted 18.11.2022
Список литературы
1. Жигун А.І. Наслідки переломів кульшової западини: прогнозування, діагностика, лікування (клініко-експериментальне дослідження): дис. ... д-ра мед. наук. Харків, 2010. 307 с.
2. Melhem E., Riouallon G., Habboubi K., et al. Epidemio-logy of pelvic and acetabular fractures in France. Orthopaedics & Traumatology: Surgery & Research. 2020. 106(5). 83-839. DOI: 10.1016/j.otsr.2019.11.019.
3. Nicol G.M., Sanders E.B., Kim P.R., et al. Outcome soft otalhiparthroplastyaf teracetabular open reduction and internal fixation in the elderly-acutevsdelayed to talhiparthroplasty. The Journal of Arthroplasty. 2021. 36(2). 605-11. DOI: 10.1016/j.arth.2020.08.022.
4. Вирва О.Є., Ватаманіца Д.Б. Аналіз результатів лікування пацієнтів із переломами кульшової западини. Ортопедія, травматологія та протезування. 2022. 1-2. DOI: http://dx.doi.org/10.15674/0030-598720221.
5. Бондаренко С.Є., Денисенко С.А., Карпінський М.Ю., Яресько О.В. Дослідження впливу чашок ендопротезів кульшових суглобів із пористого титану на розподіл напружень у кістковій тканині (математичне моделювання). Травма. 2021. 22(3). 28-37. DOI: 10.22141/1608-1706.3.22.2021.236320.
6. Березовский В.А., Колотилов Н.Н. Биофизические характеристики тканей человека: Справочник. Київ: Наукова думка, 1990. 224 с.
7. ВасюкВ.Л., Коваль О.А., Карпінський М.Ю., Яресько О.В. Математичне моделювання варіантів остеосинтезу переломів дистального метаепіфіза великогомілкової кістки типу С1. Травма. 2019. 20(1). 37-46. DOI: 10.22141/1608-1706.1.20.2019.158666.
8. Корж М.О., Романенко К.К., Прозоровський Д.В., Карпінський М.Ю., Яресько О.В. Математичне моделювання впливу деформації кісток гомілки на навантаження суглобів нижньої кінцівки. Травма. 2016. 17(3). 23-24.
9. Gere J.M., Timoshenko S.P. Mechanics of Material. 1997. P. 912.
10. Зенкевич О.К. Метод конечных элементов в технике. Москва: Мир, 1978. 519 с.
11. Tyazhelov O., Filipenko V., Yaresko O., Bondarenko S. Математична модель тазa для розрахунку його напружено-деформованого стану. Ортопедия, травматология и протезирование. 2015. 25-33. https://doi.org/10.15674/0030-59872015125-33.
12. Тяжелов А.А., Карпинский М.Ю., Карпинская Е.Д., Гончарова Л.Д., Климовицкий Р.В. Моделирование работы мышц тазового пояса после эндопротезирования тазобедренного сустава при различной величине общего бедренного офсета. Травма. 2017. 18(6). 133-140. DOI: 10.22141/1608-1706.6.18.2017.121191.
13. Алямовский А.А. Solid Works/COSMOS Works. Инженерный анализ методом конечных элементов. Москва: ДМК Пресс, 2004. 432 с.
/30.jpg)
/29.jpg)
/31.jpg)
/32.jpg)
/34.jpg)
/33.jpg)