CC BY
21
Матер1али конференцм / Proceedings of the Conference
кейджа нашей конструкции. В дугах позвонка С4 в модели с кейджем без дополнительной фиксации уровень напряжений наименьший — 7,5 МПа, дополнительная фиксация приводит к увеличению на-пряжний в дугах позвонка С4 при наклоне назад — 10,0 МПа при фиксации пластиной, 9,6 МПа — кейдж нашей конструкции. Наиболее нагруженными, как и при наклоне вперед, остаются винты в теле позвонка С4 — 10,2 МПа для модели с пластиной и 7,6 МПа для кейджа нашей конструкции. Кейдж нашей конструкции более щадяще нагружает винты в теле позвонка С6 — 4,4 МПа в сравнении с накостной пластиной — 7,6 МПа. Что касается зубцов, то здесь преимущество на стороне конструкции с пластиной — 9,8 МПа на позвонке С4 и 11,1 на позвонке С6.
При ротации максимальные напряжения возникают в элементах позвонка С3, первого подвижного элемента в системе «позвоночник — имплантат», и достигают уровня 4,9 МПа для модели без дополнительной фиксации и 4,8 МПа в моделях с дополнительной фиксацией имплантата. Высокий уровень напряжений наблюдается и телах позвонков С4 и С6. При ротации в пластинах дуг позвонков напряжение достигает максимальных значений на позвонке С6 — 6,5 МПа для модели без дополнительной фиксации и 5,8 и 5,7 МПа в моделях с дополнительной фиксацией имплантата пластиной и кейджем нашей конструкции соответственно. В дугоотростчатых суставах интенсивность напряжений несколько спадает — до уровня 2,0—2,2 МПа в позвонках С3 и С6. При ротационных нагрузках дополнительная фиксация приводит к перераспределению интенсивности напряжений с зубцов кейджа на элементы дополнительного крепления.
Изучение влияния размера зубцов кейджа на характер распределения напряжений в системе «шейный отдел позвоночника — имплантат» показало, что в зонах, где нет прямого контакта имплантата с костной тканью, уровень напряжений в обеих моделях практически одинаковый. В зонах контакта уровень напряжений в модели с крупными зубцами несколько ниже.
Выводы. Наличие дополнительного крепления позволяет снизить уровень максимальных напряжений в костной ткани позвонков, контактирующих с имплантатом. Кейдж нашей конструкции показал наиболее низкий уровень напряжений в элементах модели при нагрузках на сжатие и наклоне головы вперед. При наклоне назад и ротации показатели напряжений в обеих моделях имеют незначительные отличия в ту или иную сторону на разных участках. Использование четырех крупных зубцов, перфорирующих кортикальный слой тела позвонка, приводит к снижению напряжений в костных структурах позвонков, с которыми контактирует, в сравнении с конструкцией, имеющей большее количество зубцов, но меньшей длины. Наличие второго крепежного винта приводит к повышению напряжений именно на винтах, а также на зубцах кейджа.
УАК 616.718.5/6-007.24:519.876.5
Корж М. О., Романенко К. К., Карпнський М.Ю., Прозоровський Д.В., Яресько О.В. АУ «1нститут патологи хребта та суглобв ¡м. проф. М.1. Ситенка НАМН Украни», м. Харюв, Укра1на
МАТЕМАТИЧНЕ МОДЕЛЮВАННЯ ВПЛИВУ ДЕФОРМАЦЙ KÍCTOK ГОМИКИ НА НАВАНТАЖЕННЯ СУГЛОБiВ НИЖНЬО'' ШЦВКИ
Мета: визначити вплив варусно! деформацй' kíctok гомшки на розподш напружень у суглобах нижньо! ин-Швки.
MaTepiam та методи дослдження. У лабораторй' бюмехашки ДУ «1ПХС ím. проф. М.1. Ситенка НАМН Укра!ни» було проведено математичне моделювання впливу деформацй' великогомшково! истки на розподт напружень у колшному, гомшково-стопному та пщ-таранному суглобах. Для виршення даного завдання нами були розроблеш комп'ютерш инцево-елементш моделi нижньо! инщвки в нормi та з наявнютю варусно! деформацй' великогомшково! та малогомшково! исток у середнш третинi величиною 45°. Моделi мiстять таи елементи: стегнова истка, великогомiлкова та малого-мшкова истки, таранна та п'яткова истки, а також хря-щовi елементи в колшному, надп'ятково-гомшковому та тднадп'ятковому суглобах. Моделi мали жорстке закршлення в нижнiй частинi, що обмежувало рухи в горизонтальному та вертикальному напрямках. На головку стегново! истки прикладали розподiлене наван-таження гад кутом 70° до горизонталi величиною 1100 Н, що вщповшае стоянню з опорою на одну инщвку. До великого вертлюга прикладали концентровану силу величиною 515 Н, що ÍMnye дш м'язiв, що вщводять ин-цiвку. Дослщження напружено-деформованого стану моделей виконували за допомогою методу к1нцевих еле-менлв. Як критерiй оцiнки напруженого стану моделей використовували напруження за Мiзесом [2]. Моделювання системи виконували за допомогою системи авто-матизованого проектування SolidWorks. Розрахунки на-пружено-деформованого стану моделей виконували за допомогою програмного комплексу CosmosM [3].
Результата дослдження. У результата проведеного математичного моделювання методом инцевих еле-менпв ми отримали картину пружно-деформованого стану моделей нижньо! инщвки в нормi та за наявностi варусно! деформацй исток гомшки в середнш третиш.
Як показали нашi розрахунки, наявшсть деформацй кiсток гомiлки в середнш третиш величиною 45° призводить до незначного шдвищення напружень по медiадьнiй та латеральнш поверхням стегново! истки. Найбшьш велике збшьшення напружень спостерь гаеться на медiадьнiй поверхнi стегново! кiстки — вщ 17,5 МПа в нормi до 24,2 МПа при деформацй. На латеральнш поверхш збшьшення величини напружень декшька менше — вщ 15,0 МПа в нормi до 20,6 МПа за наявност деформацй.
Найбшьш значш зростання напружень спостерь гаються у великогомiлковiй кiстцi. На Г! медiадьнiй
Том 17, №3 • 2016
www.mif-ua.com
23
I Матерюли конференцм / Proceedings of the Conference
поверхш максимальна величина напружень сягае 73,3 МПа порiвняно з 5,2 МПа для нормально! ин-цiвки. На латеральнiй поверхш спостертаеться зрiст максимальних напружень вщ 2,7 до 37,1 МПа при нор-мальнiй та деформованiй гомшщ вiдповiдно.
Наявнiсть деформацй кусток гомики також вщдобра-жаеться на розподшу напружень на суглобових поверх-нях колшного суглоба. Найбiльш перевантаженими визначаються медiальний виросток стегново! кустки та вшповщдна опорна поверхня великогомшково! истки. У цш дiлянцi максимальна величина напружень збшьшуеться вiд 4,9 МПа для нормально! инщвки до 15,1 МПа за наявност деформацГ! гомшки.
По латеральному краю колшного суглоба також спо-стерiгаеться тдвищення величини напружень, але ви-никають вони пiд впливом розтягуючих навантажень i набувають значення вiд 3,4 до 9,6 МПа для нормально! та деформовано! гомшки вшповщдно.
На вщмшу вiд колiнного суглоба в надп'ятково-гомiлковому суглобi збiльшення величини напружень визначаеться на латеральнш частиш суглобових по-верхонь, як на великогомшковш кiстцi, так i на таран-нiй. Максимальна величина напружень у цьому суглобi зростае майже в шють разiв (до 18,1 МПа) за наявност деформацГ! стегново! истки порiвняно з нормальною инщвкою (3,2 МПа).
У пщнадп'ятковому суглобi спостер1гаеться аналог1чна картина. Велика зона максимальних напружень виникае на поверхнях пщтаранного суглоба, як iз боку таранно! истки, так i з боку п'ятково!, за наявносгi варусно! деформацй исток гомшки в середнш третинi. Максимальна величина напружень у цт дiлянцi зростае менше, н1ж у гомшково-стоп-ному суглобi, — тшьки в п'ять разiв (вщ 1,7 МПа в нормi до 7,7 МПа при деформацй). Якщо инщвка не деформована, напруження по мед1альн1й та латеральнш поверхнях стегново! та великогомшково! исток розподшяються майже рiв-номiрно. За наявносгi деформацй исток гомшки величини напружень у стегновш истщ незначно зростають, тод як у великогомшковш истщ спостерйжяъся дуже значне пщви-щення р1вня напружень зi значною розбiжнiсгю величин цих показниив по медiальнiй та латеральн1й поверхнях. На-явнiсгь деформацй исток гомшки призводить до значного зростання максимальних величин напружень на суглобових поверхнях уах дослщжених суглобiв.
Висновки:
— варусна деформащя кiсток гом1лки призводить до значного шдвищення величини напружень у дiафiзi ве-ликогом1лково! истки, а також до значного дисбалансу мiж величинами напружень iз медiального та латерального Г! боив iз перевагою на медiальнiй поверхш, що може бути причиною зростання величини деформацй з часом;
— варусна деформащя исток гомшки призводить до значного пщвищення величини напружень на медiаль-ному бощ опорних поверхонь колшного суглоба;
— варусна деформащя исток гомшки призводить до значного пщвищення величини напружень на ла-теральних сторонах суглобових поверхонь гомшково-стопного та пщтаранного суглобiв.
Список лтгератури
1. Березовский В.А., Колотилов Н.Н. Биофизические характеристики тканей человека: Справочник. — К.: Наукова думка, 1990. — 224 с.
2. Зенкевич О.К. Метод конечных элементов в технике. — М.: Мир, 1978. — 519 с.
3. Алямовский А.А. SolidWorks/COSMOSWorks. Инженерный анализ методом конечных элементов / А.А. Алямовский. — М.: ДМК Пресс, 2004. — 432 с.
УАК 616-089.28;616-005.6-84
Корж Н.А., Филиппенко В.А., Танькут В.А. ГУ «Институт патологии позвоночника и суставов им. проф. М.И. Ситенко НАМН Украины», г. Харьков, Украина
СОСТОЯНИЕ ПРОБЛЕМЫ ЭНДОПРОТЕЗИРОВАНИЯ СУСТАВОВ В УКРАИНЕ
Метод эндопротезирования суставов уже многие годы широко применяется в Украине. За последнее десятилетие ведущими учеными нашей страны, специалистами по эндопротезированию суставов, сделан значительный научный и практический вклад в развитие этого направления.
В настоящее время в Украине под патронатом Министерства здравоохранения и Национальной академии медицинских наук с участием ведущих специалистов по эндопротезированию активно работают не только государственные, но и общественные организации, такие как Украинская ассоциация ортопедов-травматологов, Ассоциация эндопротезистов Украины и Немецко-украинское общество ортопедов-травматологов.
В Киеве, Харькове, Днепропетровске, Донецке созданы региональные центры эндопротезирования, которые курируют работу областных и городских центров эндопротезирования во всех областях Украины.
Главным достижением работы региональных центров стало то, что там сформировались высокопрофессиональные хирурги-эндопротезисты, которые проводят работу по подготовке специалистов, формируют уровень и качество этого вида ортопедической помощи и проводят актуальные научно-исследовательские работы.
По данным областных специалистов, в Украине было выполнено операций эндопротезирования тазобедренного и коленного суставов: в 2005 году — 2500 и 350, в 2010 г. — 5500 и 850, а в 2012 г. — 7000 и 1600 соответственно. Это свидетельствует о тенденции к увеличению их количества.
При этом необходимо подчеркнуть, что реальная потребность в таких операциях на тазобедренном суставе составляет до 20 тыс. в год, а на коленном — до 12 тыс.
За истекший период ученым удалось усовершенствовать конструкции и улучшить качество и биомеханические свойства отечественных эндопротезов суставов и обеспечить серийное производство эндопротезов тазобедренных суставов системы «Ортен» (г. Днепр) и эндопротезов коленного и тазобедренного сустава производства «Мотор-Сич» (г. Запорожье).
24
Травма, p-ISSN 1608-1706, e-ISSN 2307-1397
Том 17, №3 • 2016
