Мета дослідження - вивчення закономірностей зміни внутрішньої напруги в проксимальному відділі стегнової кістки при різних варіантах внутрішнього остеосинтезу з приводу внутрішньосуглобових переломів шийки. Дослідження проведені щодо локалізації переломів і в залежності від кутів нахилу площини перелому по Pauwels (II і III тип). В якості фіксаторів обрані компресуючі гвинти діаметром 6 мм, конструкція Targon® з трьома гвинтами, динамічний стегновий гвинт і цефаломедуллярний цвях. Значення напруги Мізеса визначали в фіксують конструкціях і в навколишньому кістки. Згідно з розрахунковими даними, локалізація, поширення і значення напруги в конструкціях і кісткової тканини змінюються в залежності від типу перелому по Pauwels, напрямки введення гвинтів, їх взаємного розташування.

Анотація наукової статті за медичними технологіями, автор наукової роботи - Климовицкий В. Г., Канзюба М. А., Канзюба А. І., Єресько О. В.


The purpose of research - the study of the patterns of the internal stresses in the proximal femur in different types of internal fixation for intraarticular neck fractures. The studies had been carried out on the localization of fractures depending on angles of the fracture plane by Pauwels (II and III type). As fixators, there had been selected compression screws of 6 mm diameter, Targon® construction with three screws, dynamic hip screw and cephalomedullary nail. Mises stress values ​​had been determined in fixation devices and in the surrounding bone. According to calculations, the localization, distribution, and stress parameters in devices and in bone tissue are varying depending on the type of fracture by Pauwels, the direction of screw placement, their mutual bracing.


Область наук:

  • Медичні технології

  • Рік видавництва: 2013


    Журнал: травма


    Наукова стаття на тему 'Аналіз напружено-деформованого стану проксимального відділу стегнової кістки при внутрішньому остеосинтезе з приводу переломів шийки'

    Текст наукової роботи на тему «Аналіз напружено-деформованого стану проксимального відділу стегнової кістки при внутрішньому остеосинтезе з приводу переломів шийки»

    ? Оригінальні дослідження 1 ГЧОПМО

    Original Researches 1paBMd

    УДК 616.718.42-001.513-089.84

    Клімовицький В.Г.1, КАНЗЮБА МЛ.1, КАНЗЮБА А.І.1, ЄРЕСЬКО А.В.2

    1НІІ травматології та ортопедії Донецького національного медичного університету ім. М. Горького 2ГУ «Інститут патології хребта та суглобів ім. проф. М.І. Ситенка НАМН України », м Харків

    АНАЛІЗ НАПРУЖЕНО-ДЕФОРМОВАНОГО СТАНУ ПРОКСИМАЛЬНОГО ВІДДІЛУ стегнової кістки ПРИ ВНУТРІШНЬОМУ остеосинтез З ПРИВОДУ ПЕРЕЛОМІВ ШИЙКИ

    Резюме. Мета дослідження - вивчення закономірностей зміни внутрішньої напруги в проксимальному відділі стегнової кістки при різних варіантах внутрішнього остеосинтезу з приводу внутрішньосуглобових переломів шийки. Дослідження проведені щодо локалізації переломів і в залежності від кутів нахилу площини перелому по Pauwels (II і III тип). В якості фіксаторів обрані компресуючі гвинти діаметром 6 мм, конструкція Тагдоп® з трьома гвинтами, динамічний стегновий гвинт і цефаломедуллярний цвях. Значення напруги Мізеса визначали в фіксують конструкціях і в навколишньому кістки. Згідно з розрахунковими даними, локалізація, поширення і значення напруги в конструкціях і кісткової тканини змінюються в залежності від типу перелому по Pauwels, напрямки введення гвинтів, їх взаємного розташування.

    Ключові слова: шийка стегнової кістки, остеосинтез, моделювання.

    Вступ

    Домінуючим методом лікування переломів шийки стегнової кістки (ПШБК) у пацієнтів у віці до 60-65 років є внутрішній остеосинтез [14]. Наведені в літературі рекомендації щодо способів фіксації шийкових переломів засновані головним чином на аналізі клінічних спостережень і результати експериментального вивчення стабільності остеосинтезу. За висновком авторів клінічних досліджень, оцінка їх результатів досить суб'єктивна, а висновки часом суперечливі [14]. Дані експериментальних досліджень з використанням трупного матеріалу характеризують дуже обмежена кількість параметрів і багато в чому залежать від умов експерименту [13, 14].

    Сучасний підхід до біомеханічних досліджень остеосинтезу передбачає якісну оцінку внутрішньої фіксації з позиції впливу остеосинтезу на перебіг репаративного процесу [2, 7, 10, 17]. Можливість такої оцінки забезпечує моделювання остеосинтезу із застосуванням чисельного аналізу, який дозволяє враховувати анатомічні параметри кістки, фізичні властивості біологічних тканин (кортикальна і губчаста кістка, суглобовий хрящ, сумочно-зв'язковий апарат), дія м'язів, властивості матеріалів, з яких виготовлені фікса-

    тори, їх конструктивні особливості, умови функціонування локомоторною системи [2, 4, 6, 12, 18].

    Метою дослідження було вивчення закономірностей зміни внутрішньої напруги в області проксимального відділу стегнової кістки при різних варіантах внутрішнього остеосинтезу з приводу внутрішньосуглобових переломів шийки.

    Матеріал і методи дослідження

    Вибір методу скінченних елементів (КЕ) був обумовлений можливістю аналізувати системи зі складною тривимірною геометрією і найбільш повно враховувати як фізичні особливості реального об'єкта, так і систему його навантаження [4, 5, 11, 16].

    Для проведення чисельного аналізу були використані відомі КЕ моделі таза і проксимального відділу стегна [1, 5].

    Розрахунки проводилися з використанням програми розрахунків BioCad і програми візуалізації Looker. Відповідно до вимог програми до побудови об'ємної моделі визначили тип КЕ - 10-узло-

    © Климовицкий В.Г., Канзюба М.А., Канзюба А.І., Єресько О.В., 2013 © «Травма», 2013 © Заславський О.Ю., 2013

    виття ізопараметричних тетраедр з трьома ступенями свободи у вузлі (переміщення уздовж координатних осей). Як навантаження обрані дію ваги тіла без досліджуваної нижньої кінцівки і дію м'язово-зв'язкового апарату при вертикальному положенні тіла (одноопорне стояння). Навантаження за рахунок натягу прикріплюються до кісток зв'язок і м'язів замінялися еквівалентним навантаженням відповідно до досліджень V.K. Goel, S. Valliappan et al. [15] для таза і Х.А. Янсона [9] для стегна. Точки прикладання рівнодіюча сил, їх величини і напрямки, а також фізичні властивості матеріалів взяті з літератури [3, 8].

    Дослідження проведені щодо локалізації переломів (чресшеечние ібазальні) і в залежності від кутів нахилу площини перелому по Pauwels (II і III тип). В якості фіксаторів обрані компресуючі гвинти діаметром 6 мм, конструкція Targon® з трьома гвинтами, динамічний стегновий гвинт (DHS) і цефаломедуллярний цвях (PFN).

    Значення напружено-деформованого стану (НДС) (напруги Мізеса) визначали в фіксують конструкціях і в ділянках кістки, безпосередньо прилеглих до конструкції, - на латеральної поверхні подвертельной області, в товщі масиву великого вертіла, в кортикальному шарі шийки, на рівні перелому шийки, в голівці, а також в області верхньої і середньої третини діафіза.

    Результати та їх обговорення

    Наша концепція щодо біомеханічної оцінки остеосинтезу і вибору фіксатора при ПШБК заснована на двох теоретичних положеннях.

    1. Конструктивною особливістю застосовуваних фіксаторів є те, що гвинтова частина фіксатора вводиться в центральний фрагмент проксі-мінімальних лінії перелому. При цьому підстава гвинта в подвертельной області залишається рухомим щодо дистального фрагмента. Біомеханічних результатом такої фіксації є ефект ковзання (sliding-ефект). При неминучою розробці на поверхні фрагментів в зоні перелому контакт між ними не порушується завдяки тому, що фізіологічні навантаження, що діють на проксимальний відділ стегнової кістки в області перелому, завдяки sliding-ефекту перетворюються в напруги межфрагментарной компресії [14].

    2. Остеосинтез повинен забезпечити механічну сумісність імплантату з біологічними структурами (кісткова тканина), яка визначає можливість, тривалість і результат адаптації цих структур до функціонування в новій біотехнічної системи (імплантат - кістка).

    Зміна біомеханіки системи в результаті імплантації конструкцій для остеосинтезу може призводити до зміни складу, структури, обсягу, властивостей кісткової та інших тканин - стресовий ремоделювання (stress shielding-ефект) [10]. При виключенні будь-яких обсягів кісткових струк-

    тур з процесу передачі навантажень можливі їх атрофія і лізис. Навпаки, в разі надмірної концентрації механічних напруг можна прогнозувати збільшення щільності та обсягу кісткової тканини в місці значного перевищення фізіологічного рівня навантажень. Якщо ж механічні напруги перевищують межу міцності кісткової тканини при такій схемі навантаження як для істотно анізотропної кортикальної кістки, так і для квазіізотропной спонгиозной, слід очікувати руйнування кістки.

    Ключовими показниками для проведення порівняльного аналізу обрані отримані шляхом розрахунків значення інтенсивності напружень (напруги Мізеса) в кортикальному шарі верхньої і нижньої стінок ШБК - відповідно 9,72 і 6,95 МПа (умова одноопорного стояння), а також межа міцності кістки - 70 МПа.

    Основні закономірності розподілу напружень Мізеса в проксимальному відділі стегнової кістки були досліджені на остеосинтез ПШБК двома гвинтами. Прийняті умови моделювання - гвинти введені до субхондрального відділу головки, максимально близько до верхньої і нижньої стінки шийки.

    Чресшеечние переломи з кутом по Ра ^ е ^ 50 °, гвинти вводяться перпендикулярно площині перелому. Напруги Мізеса найбільш високі в гвинтах на рівні перелому - 41,57 МПа. Максимальне навантаження несе нижній гвинт - велика зона підвищеного напруженого стану розподілена по довжині гвинта і в місці його введення в подвертельной області - 16,63 МПа. В області перелому рівень інтенсивності напружень в кістковій тканині, прилеглій до гвинтів, досягає 20-29 МПа.

    Зміна напрямку введення нижнього гвинта (точка введення розташована нижче, і напрямок введення становить 10 ° з лінією перпендикулярній площині перелому) призводить до підвищення рівня напруженого стану: в кістки на рівні перелому - 20-29 МПа, в області гвинта на рівні перелому - 41, 62 МПа, в місці введення гвинта - 29,13 МПа.

    При зміні напрямку введення верхнього гвинта (точка введення розташовується на 10 ° вище) ПДВ моделі не змінюється.

    Чресшеечние переломи з кутом по Ра ^ е ^ 70 °, гвинти вводяться паралельно осі шийки стегнової кістки. Напруга Мізеса в гвинтах на рівні перелому 47,31 МПа. У кісткової тканини в області перелому інтенсивність напружень змінюється в межах 14-30 МПа. В області входу нижнього гвинта в кістку - 14,198 МПа.

    Чресшеечние переломи з кутом по Ра ^ е ^ 70 °, гвинти вводяться перпендикулярно площині перелому. Напруга Мізеса в гвинтах на рівні перелому підвищилося до 55,53 МПа. Розширилася область локалізації напружень у верхньому гвинті.

    Знизився до11 МПа рівень напруженого стану в точці введення нижнього гвинта.

    Оскільки аналіз проведено для варіанту фіксації перелому без взаємної компресії фрагментів, можна припустити, що створення компресії сприятиме збільшенню напруженого стану і розвитку деструктивних змін в кістковій тканині в області перелому.

    Зменшення відстані між фіксують гвинтами призводить до збільшення напруги в гвинтах (до 54,09 МПа) і близькому до критичного напруженого стану в навколишньому губчастої кісткової тканини. Аналогічна тенденція спостерігається при введенні гвинтів, взаємно перехрещуються на рівні перелому шийки. Інтенсивність напружень в гвинтах в цій області сягає 50,2 МПа. У кісткової тканини зона підвищеного напруженого стану розташовується між гвинтами, а значення напруг Мізеса в кістки поблизу кожного гвинта досягають 35,14 МПа.

    Значення напруг Мізеса в верхньому сегменті головки стегнової кістки. При введенні гвинтів до субхондрального її відділу значення напруг близькі до нормальних. Застосування більш коротких гвинтів, що досягають лише центру головки, призводить до підвищення напруженого стану в вин-

    тах (38,67 МПа) і появи великої області напруженого стану в навколишньому кісткової тканини - до 30 МПа.

    Результати подальших досліджень дозволили провести порівняльний аналіз розподілу ПДВ в області проксимального відділу стегнової кістки при трансцервікально ПШБК в залежності від застосовуваних конструкцій: два паралельних гвинта, введених у фронтальній площині; три гвинта (1-й варіант: один вгорі / два внизу, 2-й варіант: два вгорі / один внизу); конструкція Та ^ оп® з 3 гвинтами, з яких один розташований під верхньою кортикальной стінкою шийки, два - над нижньою стінкою. Розрахунки проведені для ПШБК з кутами по Ра ^ ек 50 ° і 70 °. Отримані розрахункові дані характеризують значення напруг Мізеса в 20 визначених зонах (табл. 1, 2).

    Характер розподілу інтенсивності напружень в проксимальному відділі стегнової кістки виявився однаковим при чресшеечних ПШБК з кутами по Ра ^ ек 50 ° і 70 °.

    Незалежно від застосовуваних конструкцій внутрішній остеосинтез знижує сумарне значення напруг Мізеса в області шийки. У місцях введення гвинтів в подвертельной області рівень напруженого стану підвищується, при цьому в

    Таблиця 1. Розподіл напружень Мізеса в проксимальному відділі стегнової кістки при остеосинтезі чресшеечнихпереломов з кутом 50 ° по Pauwels

    Зони Норма Гвинти 1/1 Гвинти 1/2 Гвинти 2/1 Таргон®1 / 2

    Шийка 1 7,9 5 3,4 4,6 3,4

    Веретено 2 3,8 4,2 4 3,9 4

    Подвертельная область 3 2,8 4 4,2 4,4 2,5

    Середина діафіза медійна 4 6,2 9,5 9,5 9,5 9,5

    Середина діафіза латеральна 5 5,8 8,7 8,7 8,7 8,7

    Вхід верхнього гвинта 6 5,5 9,7 7,5 8,2 7,9

    Вхід нижнього гвинта 7 4,8 12,5 9,1 9,9 8,7

    Вхід заднього гвинта 8 4,2 7,9 7,4 7

    Губчаста - головка, верхній гвинт 9 0,1 0,5 0,8 0,6 0,8

    Губчаста - шийка, верхній гвинт 10 0,1 16 14 15 15,6

    Губчаста - подвертельная, верхній гвинт 11 0,1 10 8 10 5

    Перелом, верхній гвинт 12 0,1 21,4 14,7 15,6 16,4

    Губчаста - головка, нижній гвинт 13 0,1 1,3 1 1,5 1

    Губчаста - шийка, нижній гвинт 14 0,1 18 18 18 25

    Губчаста - подвертельная, нижній гвинт 15 0,1 10 6 10 9

    Перелом, нижній гвинт 16 0,1 21,6 23,3 17,6 27,5

    Губчаста - головка, задній гвинт 17 0,1 1 0,8 0,8

    Губчаста - шийка, задній гвинт 18 0,1 18 15 25

    Губчаста - подвертельная, задній гвинт 19 0,1 8 10 12

    Перелом, задній гвинт 20 0,1 14,2 15,7 21,7

    значно меншому ступені при використанні конструкції Таргон®. Така ж закономірність розподілу концентрацій напружень в гвинтах спостерігається в межах вертельной області. Розподіл інтенсивності напружень і їх значення в фіксують конструкціях свідчать про те, що гвинти приймають на себе основне навантаження. Максимальні напруги при першій-ліпшій нагоді фіксації відзначаються в нижніх гвинтах (від 17,7 до 27,5 МПа), розташованих над нижньою кортикальной стінкою - дуга Адамса. Уздовж верхніх гвинтів максимальні значення напружень в межах від 5 до 21,4 МПа. Проксимальнее перелому, в центральній частині головки, значення напруг в гвинтах (за умови їх введення до субхондраль-ного відділу) не перевищують 0,1 -1,5 МПа. Максимально напруженими є ділянки гвинтів на рівні зони перелому - від 13 до 27,5 МПа. У цій же області відзначаються зони концентрації напружень в кістковій тканині, безпосередньо прилеглої до металевої конструкції, максимальні значення - 14-18 МПа, при використанні конструкції Таргон® - до 25 МПа. Ці зони не великі, при видаленні від поверхні гвинта відбувається швидке зниження напружень в кістки до нормальних значень. При оптимальному взаим-

    ном розташуванні гвинтів максимальні значення напружень не є критичними для кісткової тканини навколо фіксатора.

    Високі значення напруг реєструються в задніх гвинтах в схемах фіксації «1/2», «2/1» і «Та ^ оп® - 2/1». Це може свідчити про те, що використання трьох гвинтів значно підвищує міцність фіксації перелому. При цьому розташування їх за схемою «1/2», на нашу думку, може привести до утворення зон концентрації напружень як у гвинтах, так і в прилеглій кісткової тканини (місця введення гвинтів, вертельной область і нижня кортикальная стінка шийки на рівні перелому), значення яких близькі до критичних для кісткової тканини. Більш обґрунтованим є розташування гвинтів в порядку «2/1».

    За характером розподілу і рівню напруженого стану схема фіксації «Та ^ оп® - 1/2» близька до схеми «гвинти - 1/2». На кордоні «стрижень - кістка» рівень напруженого стану при використанні Таргон® трохи вище, що пояснюється наявністю в конструкції втулок, діаметр яких перевищує діаметр окремих гвинтів.

    Стосовно до базальних переломів ШБК на моделі проведено аналіз змін ПДВ при ис-

    користуванні кутових гвинтових конструкцій БН8

    Таблиця 2. Розподіл напружень Мізеса в проксимальному відділі стегнової кістки при остеосинтезі чресшеечнихпереломов з кутом 70 ° по Pauwels

    Зони Норма Гвинти 1/1 Гвинти 1/2 Гвинти 2/1 Таргон®1 / 2

    Шийка 1 7,9 8,1 6,8 7,5 4,8

    Веретено 2 3,8 4,9 4,7 4,4 4,3

    Подвертельная область 3 2,8 3,1 3 2,8 2,1

    Середина діафіза медійна 4 6,2 9,5 9,5 9,5 9,5

    Середина діафіза латеральна 5 5,8 8,7 8,7 8,7 8,7

    Вхід верхнього гвинта 6 5,5 9,9 10,4 9,8 8

    Вхід нижнього гвинта 7 4,8 12,2 10,3 10,4 8,6

    Вхід заднього гвинта 8 4,2 9,4 9,1 6,7

    Губчаста - головка, верхній гвинт 9 0,1 0,5 1 0,6 0,8

    Губчаста - шийка, верхній гвинт 10 0,1 20 15 18 16

    Губчаста - подвертельная, верхній гвинт 11 0,1 13 12 11 8

    Перелом, верхній гвинт 12 0,1 19 13 15,7 12,5

    Губчаста - головка, нижній гвинт 13 0,1 0,6 1,1 1,5 1

    Губчаста - шийка, нижній гвинт 14 0,1 18 18 16 20

    Губчаста - подвертельная, нижній гвинт 15 0,1 15 12 12 6

    Перелом, нижній гвинт 16 0,1 23,7 17,7 20,3 21,6

    Губчаста - головка, задній гвинт 17 0,1 1 0,6 1,2

    Губчаста - шийка, задній гвинт 18 0,1 16 17 18

    Губчаста - подвертельная, задній гвинт 19 0,1 12 12 9

    Перелом, задній гвинт 20 0,1 17,3 15,3 15,7

    і цефаломедуллярного фіксатора. Встановлено, що в нормі основне навантаження несе кортикальний шар стегнової кістки. Найбільш напруженим ділянкою є нижня частина шийки стегнової кістки поблизу межвертельной зони, де величина інтенсивності напружень досягає значення 7,9 МПа. Під великим рожном рівень напружень не перевищує значення 3,8 МПа. На рівні ді-афіза найбільш напруженими є ділянки на передній і задній поверхнях - відповідно 6,2 і 5,8 МПа. Зони концентрації напружень спостерігаються також на медіальної і латеральної поверхні.

    При базальному ПШБК, фіксованому БН8, в нижній частині шийки стегнової кістки рівень напруженого стану підвищився до 8,7 МПа. Під великим рожном з'явилася область концентрації напружень, де величина інтенсивності напружень дорівнює 6,1 МПа (3,8 МПа в нормі). У центральній частині вертельной масиву величина інтенсивності напружень дорівнює 7,9 МПа (2,8 МПа для моделі в нормі). Спостерігається підвищення ПДВ в місцях введення робочого гвинта (9,9 МПа проти

    5.5 МПа для моделі в нормі) і гвинтів, що фіксують діафізарний пластинку: в точці входу верхнього кріпильного гвинта - 14,4 МПа (4,2 МПа в нормі), а в точці входу нижнього кріпильного гвинта - 25,4 МПа (4,8 МПа в нормі). Висока напружений стан зберігається і вздовж робочого гвинта і в прилеглій губчастої кістки. Воно підвищується від місця входу в кістку до місця перелому. Максимальне значення інтенсивності напружень в цій області становить 60,1 МПа. Далі рівень напруженого стану знижується і в середині шийки стегнової кістки становить 4,5 МПа (в нормі не перевищує

    0,1 МПа). Додатково, як і для моделі в нормі, розподіл навантажень відбувається уздовж кортикального шару, де рівень напруженого стану не перевищує 4 МПа.

    При моделюванні остеосинтезу цефаломедул-лярні цвяхом змінюється як характер розподілу ПДВ, так і рівень напруженого стану в стегнової кістки. Найбільш напруженим ділянкою на медіальної поверхні стегнової кістки є нижня частина шийки. Однак рівень напруженого стану тут знизився до 4,3 МПа (7,9 МПа в нормі). Дистальнее, в медіальній стінці, рівень напруженого стану дорівнює

    2.6 МПа (6,2 МПа в нормі), на латеральної поверхні - 2,4 МПа (5,8 МПа в нормі). В області під великим рожном також знизився рівень напруженого стану.

    На відміну від моделі в нормі і варіанти з застосуванням БН в даній моделі основне навантаження несе не кортикальний шар стегнової кістки, а фіксуючий пристрій. Максимальні значення напруг Мізеса відзначені в зоні контакту нижнього гвинта з внутріканального стрижнем - 19,1 МПа. В області перелому максимальне значення интен-

    сивности напруг дорівнює 12,6 МПа. Далі рівень напруженого стану знижується і в середині шийки стегнової кістки, як і для варіанта із застосуванням БН8, становить 4,3 МПа.

    Таким чином, шляхом чисельного аналізу на тривимірної математичної моделі встановлено закономірності змін ПДВ проксимального відділу стегнової кістки при внутрішньосуглобових переломах шийки, можливі варіанти оптимізації внутрішнього остеосинтезу з позиції біомеханічної оцінки різних переломів.

    висновки

    1. Згідно з розрахунковими даними, локалізація, поширення і значення напруг в фіксують конструкціях і навколишнього кісткової тканини змінюються в залежності від типу перелому по Ра ^ ек, напрямки введення гвинтів, їх взаємного розташування.

    2. Динамічність фіксації забезпечується шляхом реалізації слайдинг-ефекту при використанні конструкцій, які не мають жорсткої фіксації в подвертельной області, при оптимальному розташуванні гвинтів відповідно до типу перелому по Ра ^ ек. При цьому між фрагментами постійно діють напруги компресії, інтенсивність яких не є критичною для кісткової тканини.

    3. При остеосинтезі 2 або 3 гвинтами, що вводяться в шийку з подвертельной області, основну фіксуючу роль виконує дистальний гвинт, розташований над нижньою кортикальной стінкою (дугою Адамса), попереджаючи варусне зміщення головки.

    4. При ПШБК з кутом 50 ° по Ра ^ ек оптимальним є введення гвинтів перпендикулярно площині перелому, при ПШБК з кутом 70 ° - паралельно осі шийки.

    5. Фіксуючі гвинти повинні розташовуватися максимально близько до компактному шару шийки і досягати субхондрального відділу головки.

    6. При базісцервікальних переломах характер розподілу і оптимальний рівень напруженого стану в кістковій тканині поблизу перелому забезпечують кутові гвинтові конструкції з екстракортікальной і интрамедуллярной фіксацією.

    Список літератури

    1. Істомін А.Г. Адаптована математична модель таза / А.Г. Істомін // Проблеми медицини. - 1999. - № 9 (13). - С. 15-19.

    2. Канзюба А.І. Звичайно-елементне моделювання остеосинтезу при переломах кульшової западини / А.І. Канзюба, В.А. Філіпенко // Травма. - 2003. - Т. 4, № 4. - С. 417-423.

    3. Кнетс І.В. Деформування і руйнування твердих біологічних тканин / І.В. Кнетс, Г.О. Пфафроз, Ю.Ж. Саулгозіс. - Рига: Зинатне, 1980. - 320 с.

    4. Звичайно-елементні моделі для визначення жорсткості та міцності імплантатів з гідро-ксілапатітной кераміки / Радченко В.А., Ши-мон В.М. [И др.] // Ортопедія, травматологія і протезування. - 2000. - № 3. - С. 60-64.

    5. Мітелева З.М. Сучасні біомеханічні підходи до ендопротезування кульшового суглоба / З.М. Мітелева, І.А. Субота [и др.] // Ортопедія, травматологія і протезування. - 2003. - № 1. - С. 37-41.

    6. Побєл Є.А. Напруженного остеосинтез при переломах проксимального відділу стегна: Автореф. дис ... на здобуття наукового ступенів кандидата медичний наук. - Харків, 2007. - 16 с.

    7. Родіонова С.С. Проблема остеопорозу і стресового ремоделювання в ортопедії / С.С. Родіонова // Охорона здоров'я Далекого Сходу. - 2003. - № 1. - С. 82-85.

    8. Властивості матеріалів: Проблеми міцності в біомеханіки: навчальний посібник для технічних і біологічних спец. вузів / Під ред. І. Ф. Образцова. - М .: Вища школа, 1988. - 311 с.

    9. Янсон Х.А. Біомеханіка нижньої кінцівки людини /Х.А. Янсон. - Рига: Зинатне, 1975. - 324 с.

    10. Be'ery-Lipperman M. A method of quantification of stress shielding in the proximal femur using hierarchical computational modeling / M. Be'ery-Lipperman, A. Gefen // Comput. Methods Biomech. Biomed. Engn. - 2006. - V. 9 (1). - P. 35-44.

    11. Couteau B. The mesh-matching algorithm: an automatic 3D mesh generator for finite element structures /

    КлімовіцькійВ.Г.1, КанзюбаМ.А.1, КанзюбаА.І.1,

    Єресько О.В.2

    1НДІ травматології та ортопедії Донецького національного медичного університету ім. М. Горького 2ДУ «Інститут патології хребта и суглобів ім. проф. М.І. Сітен-ка НАМН України », м. Харків

    АНАЛІЗ напружено-ДЕФОРМОВАНОГО СТАНУ

    ПРОКСИМАЛЬНОГО ВІДДІЛУ СТЕГНОВОЇ КІСТКІ

    ПРИ ВНУТРІШНЬОМУ ОСТЕОСІНТЕЗІ З призводить ПЕРЕЛОМІВ Шийка

    Резюме. Мета дослідження - Вивчення закономірностей змін внутрішніх напруженного у проксимальному відділі стегнової кісткі при різніх варіантах внутрішнього остеосинтезу з приводу внутрішньосуглобовіх переломів Шийки. Дослідження проведено відносно локалізації переломів и перелогових від кутів нахил площини перелому за Pauwels (II і III тип). У кості фіксаторів звертаючись компресуючі гвинти діаметром 6 мм, конструкція Targon® Із трьома Гвинт, Динамічний стегново гвинт і цефаломедулярній цвях. Значення напруженного Мізеса визначавши у фіксуючіх конструкціях та прілеглій кістці. Согласно з розрахунковими данімі, локалізація, пошіреність та значення напруженного у конструкціях и кістковій тканіні змінюються залежних від типу перелому за Pauwels, напрямку Введення гвинтів, їх взаємного Розташування.

    Ключові слова: Шийка стегнової кісткі, остеосинтез, моделювання.

    B. Couteau, Y. Payan, S. Lavallee // J. Biomech. - 2000. - Vol. 33, № 8. - P. 1005-1009.

    12. Determination of muscle loading at the hip joint for use in preclinical testing / M.O. Heller, G. Bergmann, J.P. Kassi [et al.] // J. Biomech. - 2005. - V. 38, № 5. - P. 1155-1163.

    13. Finite element analysis of four different implants inserted in different positions to stabilize an idealized trochanteric femoral fracture / P. Helwig, G. Faust, U. Hindenlang // Injury. - 2009. - V. 40 (3). - P. 288-295.

    14. Fixation of intracapsular fractures of the femoral neck in young patients Risk factors for failure / A.D. Duckworth,

    S.J. Bennet, J. Aderinto [et al.] // Journal of Bone and Joint Surgery. - 2011. - Vol. 93-B. - P. 811-816.

    15. Goel V.K. Stresses in the pelvis / V.K. Goel, S. Val-liappan, N.L. Svensson // J. Comput. Biol. Med. - 1978. - Vol. 8. - P. 91-104.

    16. Keyak J.H. Three-dimensional finite element modeling of bone: effects of element size / J.H. Keyak, H.B. Skinner // J. Biomech. Eng. - 1992. - Nov. 14 (6). - P. 483-489.

    17. The biomechanics of human femurs in axial and torsional loading: comparison of finite element analysis, human cadaveric femurs, and synthetic femurs / M. Papini, R. Zdero, E.H. Schemitsch [et al.] //. J. Biomech. Eng. - 2007. - 129 (1). - 12-19.

    18. Type of hip fracture determines load share in intramed-ullary osteosynthesis / Eberle S., Gerber C., von Oldenburg G. et al. // Clin. Orthop. Relat. Res. - 2009. - V. 467 (8). - P. 1972-1980.

    отримано 04.03.13 ?

    Klimovitsky V.G.1, KanzyubaM.A.1, KanzyubaA.I.1, Yeresko A.V.2

    1Research Institute of Traumatology and Orthopedics of Donetsk National Medical University named after M. Gorky

    2State Institution «Institute of Spine and Joint Pathology named after M.I. Sitenko of Academy of Medical Sciences of Ukraine », Kharkiv, Ukraine

    АNALYSIS OF STRESS-STRAIN STATE OF PROXIMAL FEMORAL BONE IN INTERNAL OSTEOSYNTHESIS FOR FEMORAL NECK FRACTURES

    Summary. The purpose of research - the study of the patterns of the internal stresses in the proximal femur in different types of internal fixation for intraarticular neck fractures. The studies had been carried out on the localization of fractures depending on angles of the fracture plane by Pauwels (II and III type). As fixators, there had been selected compression screws of 6 mm diameter, Targon® construction with three screws, dynamic hip screw and cephalomedul-lary nail. Mises stress values ​​had been determined in fixation devices and in the surrounding bone. According to calculations, the localization, distribution, and stress parameters in devices and in bone tissue are varying depending on the type of fracture by Pauwels, the direction of screw placement, their mutual bracing.

    Key words: femoral neck, osteosynthesis, modeling.


    Ключові слова: Шийки стегнової кістки /ОСТЕОСИНТЕЗ /МОДЕЛЮВАННЯ /Шийка СТЕГНОВОї КіСТКІ /МОДЕЛЮВАННЯ /EMORAL NECK /OSTEOSYNTHESIS /MODELING

    Завантажити оригінал статті:

    Завантажити