Введение. Одним из важнейших этапов разработки и проектирования силовых имплантируемых конструкций является биомеханическое обоснование их работоспособности и надежности, т.е. способности материалов имплантата сопротивляться разрушению или необратимой деформации под действием функциональных нагрузок различного характера и величины [2, 11]. В настоящее время наиболее распространенным методом решения этой задачи является математическое (компьютерное) моделирование механического поведения системы «имплантат – структуры организма» в процессе или в результате нагружения [6, 7, 14].
Математическое моделирование дает необходимую информацию для решения и другой, не менее важной проблемы – обеспечения механической совместимости имплантата [12, 13]. Например, при исключении каких-либо объемов костных структур из процесса передачи силовых потоков (нагрузок) должен происходить их лизис, и напротив, в случае чрезмерной концентрации механических напряжений (т.н. стресс-шилдинг) можно прогнозировать увеличение плотности и объема костной ткани в месте значительного превышения нормального уровня нагрузок [8, 9, 15].
Математическое моделирование может также дать полезную информацию о поведении имплантата и взаимодействующих с ним структур организма в «нештатных» ситуациях, обусловленных, например, неточностями в планировании и технике проведения самой хирургической операции. Эта информация позволяет сформулировать дополнительное (к медицинским) «техническое» обоснование правильного выбора и точной установки имплантата [1, 3, 4, 6].
В настоящее время наиболее распространенным и эффективным численным методом анализа напряженно-деформированного состояния и механического поведения сложных многокомпонентных систем гетерогенного строения является метод конечных элементов (МКЭ). Для реализации этого метода объемная геометрическая модель системы разбивается на отдельные конечные элементы простой формы, формируя непрерывную конечно-элементную сетку. Не вдаваясь в подробности метода, исчерпывающе описанного в литературе [10], отметим лишь, что МКЭ является итерационным, т.к. решения (поэлементные напряжения, деформации, скорости деформации), полученные на каждом временном шаге, являются начальными условиями для очередного расчета.
Материалы и методы. В настоящей работе методом конечных элементов с использованием программы ANSYS проведен анализ напряженно-деформированного состояния, возникающего при воздействии наиболее критичных функциональных нагрузок в системе «бедренный компонент эндопротеза тазобедренного сустава – костные структуры».
На первом этапе моделирования был разработан типоразмерный ряд анатомически подобных объемных моделей естественной и эндопротезированной ножками «CORAIL» и «TAPERLOCK» (соответствующих типоразмеров) бедренной кости. Нагрузка прикладывалась к центру ротации суставной головки. Величина и направление действия нагрузки принимались соответствующими стандарту ISO 7206-4.3 на технические испытания ножек эндопротезов: R = 3300 H угол с осью бедренной кости во фронтальной плоскости - 10°, в сагиттальной - 9° (рис. 1.)
 |
 |
Рис.1. Математическое моделирование напряженно-деформированного состояния биомеханической системы «бедренная кость-ножка эндопротеза проксимальной фиксации «CORAIL» - слева и «TAPERLOCK» - справа.
Типоразмер ножки при протезировании определяется (в числе других показаний для конкретного клинического случая) размерами бедренной кости, в частности, геометрией костномозгового канала, определяемой по рентгеновским снимкам. Эти размеры связаны с другими антропометрическими данными, в том числе и весом человека. Путем статической обработки серии рентгеновских снимков были определены «средние» параметры бедренной кости, которые соответствуют и среднему весу человека 75÷80 кг. Длина такой среднестатистической бедренной кости составила 400÷420 мм, офсет – расстояние от продольной оси бедра до центра бедренной кости (или центра ротации сустава) -40÷43 мм, диаметр костномозгового канала в истмусе - 12÷13мм.
Для полученной таким образом, геометрии костномозгового канала наиболее вероятным является использование ножки «CORAIL» 10-го типоразмера, или ножки «TAPERLOCK» 10-го типоразмера. Таким образом, был получен набор геометрических и конечно-элементных моделей систем «ножка эндопротеза – бедренная кость», а также соответствующий набор бедренной кости с естественным тазобедренным суставом. Мы моделировали несколько вариантов установки бедренных компонентов в костномозговой канал бедренной кости, рассчитали возможность установки бедренных компонентов проксимальной фиксации «CORAIL» и «TAPERLOCK» плотно на кортикальную кость, а также возможность фиксации данных компонентов в губчатой кости без контакта с кортикальной костью во фронтальной и сагиттальной плоскостях. Мы также провели анализ напряженно-деформированного состояния биомеханической системы «бедренная кость-ножка эндопротеза проксимальной фиксации «CORAIL» и «TAPERLOCK» в условиях состоявшей плотной остеоинтеграции данных бедренных компонентов в проксимальном отделе бедренной кости и в условиях, где остеоинтеграция отсутствует (в раннем послеоперационном периоде).
Таким образом, приведенная методика обследования пациентов позволила нам произвести анализ закономерностей как в клиническом и функциональном результате, так и в рентгенологических изменениях при эндопротезировании тазобедренного сустава с использованием бедренных компонентов проксимальной фиксации. Произведенные наблюдения позволили сделать выводы относительно особенностей применения бедренных компонентов данного типа.
Результаты статистической обработки данных
Нами оценивалось смещение центра ротации моделируемой системы под действием расчетной нагрузки Н=3300 прилагаемой под углом 10˚ (стоя на одной ноге). При этом мы оценивали смещение при вариантах проксимальной и промежуточной фиксации бедренных компонентов «CORAIL» и «TAPERLOCK». Каждый вариант рассматривался при различных коэффициентах трения по кости. Были просчитаны варианты плотной остеоинтеграции для каждого бедренного компонента. Также были просчитаны модели, имитируя состояние сразу после имплантации.
Анализ показателей выявил, что смещения при коэффициенте трения 100 значительно не отличается от аналогичных данных для естественной кости и подтверждает механическую совместимость бедренных компонентов «CORAIL» и «TAPERLOCK». В раннем послеоперационном периоде под нагрузкой 3300 Н возникают чрезмерные смещения, которые могут быть причиной развития асептического расшатывания – нестабильности бедренного компонента, независимо от поверхностной обработки имплантата (гидроксиапатит или пескоструйное напыление).
Проведенные расчеты показали, что наибольшую величину, как и в случае здоровой бедренной кости, имеют осевые растягивающие и сжимающие напряжения. Они распределены соответственно с латеральной и медиальной сторон в верхней трети кости достаточно равномерно и подобно распределению напряжений без эндопротеза (исключая участок шейки бедра, который при эндопротезировании резецируется). При этом уровни напряжений в эндопротезированной и здоровой кости весьма близки при условии состоявшейся остеоинтеграции (Ктрения=100). В данном случае учитывая близость и других параметров механического поведения бедренной кости под нагрузкой, в частности, смещений центра ротации естественного и искусственного суставов, можно сделать вывод об адекватности механического поведения естественной и эндопротезированной бедренной кости. Однако этот вывод справедлив лишь при правильном выборе типоразмера бедренного компонента и точной его установке.
При нагрузке 3300 Н неизбежно смещение бедренного компонента относительно костных структур в цикле «нагрузка – разгрузка - нагрузка». Микроподвижность ножки должна компенсироваться упругой деформацией кости, прилегающей к поверхности ножки. Это может быть достигнуто в том случае, если параметр шероховатости поверхности ножки значительно превышает расчетную амплитуду осевого смещения. Поэтому при анализе работы системы рассчитывались относительные смещения ножки в цикле «нагрузка – разгрузка – повторное нагружение» и неизбежно возникающие радиальные напряжения на границе «ножка эндопротеза – кость». Относительное смещение ножки по длине при ее первичном нагружении составляет 0, 358 мм и 0,347 мм в 3 и 5 зонах Gruen соответственно. При снятии внешней нагрузки (цикл разгрузки) под действием упругих радиальных сил ножка «стремится» занять исходное положение, чему препятствуют силы трения на контактных поверхностях. Максимальная амплитуда возвратных смещений в зоне контакта ножки с кортикальной костью, для всех типоразмеров, составляет 5¸7 мкм с медиальной стороны и 2¸10 мкм с латеральной. При повторном нагружении системы амплитуда циклических смещений в зоне первичной фиксации составляла: для медиальной стороны 4 мкм, а для латеральной – 7 мкм. Наименьшая амплитуда циклических смещений отмечена в 3 и 5 зонах по Gruen.
Таким образом, полученные данные позволяют прогнозировать стабильную первичную фиксацию эндопротеза на начальном этапе его функционирования в организме человека при плотной посадке на кортикальную кость, но менее физиологичной в отношении распределения нагрузки. При не плотной посадке бедренных компонентов на кортикальную кость страдает инициальная стабильность, но в условиях состоявшейся остеоинтеграции распределение нагрузок происходит более физиологично, что прогнозируют долгосрочную выживаемость имплантата.