Мобильная версия

Журнал «Травма» Том 21, №2, 2020

Дослідження напружено-деформованого стану моделей фіксації кісткових уламків біодеградуючими накістковими пластинами на основі полілактиду

Авторы: Хвисюк О.М.(1), Павлов О.Д.(1), Карпінський М.Ю.(2), Яресько О.В.(2)
(1) — Харківська медична академія післядипломної освіти, м. Харків, Україна
(2) — ДУ «Інститут патології хребта та суглобів ім. проф. М.І. Ситенка НАМН України», м. Харків, Україна

Рубрики: Травматология и ортопедия

Разделы: Клинические исследования

Актуальність. В ортопедії та травматології як гвинти та фіксаційні штифти, пластини та анкери, кейджі доволі часто застосовують полімерні матеріали, що резорбуються та розчиняються в біологічних рідинах. Серед таких матеріалів частіше використовують імплантати з L-полімолочної кислоти (L-полілактид), особливостями яких є біодеградація, остеоінтеграція, здатність індукувати процеси утворення кісткової тканини та висока біосумісність з організмом. Підвищити якість біоматеріалів на основі полілактидів можливо шляхом введення в їх склад керамічних матеріалів, зокрема гідроксилапатиту. Однак міцнісні якості таких імплантатів поки не вивчено. Мета: методом математичного моделювання вивчити напружено-деформований стан моделей гомілки з переломом великогомілкової кістки, фіксованим за допомогою накісткових пластин, виготовлених з біодеградуючих матеріалів на основі полілактиду. Матеріали та методи. Була розроблена математична модель гомілки, що складалася з елементів великогомілкової та малогомілкової кісток, п’яткової та надп’яткової кісток, а також човноподібної та клиноподібних кісток. Механічні властивості пластини змінювали, моделюючи три типи матеріалів: титан, полілактид, композитний матеріал у складі: полілактид — 70 %, трикальційфосфат — 20 % та гідроксилапатит — 10 %. Результати. Отримано картину напружено-деформованого стану моделей та значення величин внутрішніх напружень на різних їх ділянках. Це дало можливість порівняти механічні властивості фіксації кісткових уламків пластинами із біодеградуючого матеріалу на основі полілактиду з титановими накістковими пластинами. Висновки. Результати проведеного дослідження показали, що при всіх видах навантаження найбільші величини напружень виникають в моделі з накістковою пластиною з титану. Зони підвищених напружень спостерігаються на пластині, а також на фіксуючих гвинтах та в кістковій тканині навколо лінії перелому. У моделях гомілки з переломом великогомілкової кістки в нижній третині при остеосинтезі пластинами на основі полілактиду напруження в моделях розподіляються більш рівномірно як в елементах фіксуючої конструкції, так і в кістковій тканині.

Актуальность. В ортопедии и травматологии в качестве винтов и фиксационных штифтов, пластин и анкеров, кейджей достаточно часто используют полимерные материалы, которые резорбируются и растворяются в биологических жидкостях. Среди таких материалов чаще используют имплантаты из L-полимолочной кислоты (L-полилактид), особенностями которых являются биодеградация, остеоинтеграция, способность индуцировать процессы образования костной ткани и высокая биосовместимость с организмом. Повысить качество биоматериалов на основе полилактида возможно путем введения в их состав керамических материалов, в частности гидроксилапатита. Однако прочностные свойства таких имплантатов пока не изучены. Цель: методом математического моделирования изучить напряженно-деформированное состояние моделей голени с переломом большеберцовой кости, фиксированным с помощью накостных пластин, изготовленных из биодеградирующих материалов на основе полилактида. Материалы и методы. Была разработана математическая модель голени, которая состояла из элементов большеберцовой и малоберцовой костей, пяточной и надпяточной костей, а также ладьевидной и клиновидных костей. Механические свойства пластины изменяли, моделируя три типа материалов: титан, полилактид, композитный материал в таком составе: полилактид — 70 %, трикальцийфосфат — 20 % и гидроксилапатит — 10 %. Результаты. Получены картина напряженно-деформированного состояния моделей и значения величин внутренних напряжений на разных их участках. Это дало возможность сравнить механические свойства фиксации костных отломков пластинами из биоразлагающихся материалов на основе полилактида с титановыми накостными пластинами. Выводы. Результаты проведенного исследования показали, что при всех видах нагрузки наибольшие величины напряжений возникают в модели с накостными пластинами из титана. Зоны повышенных напряжений отмечаются на пластине, а также на фиксирующих винтах и в костной ткани вокруг линии перелома. В моделях голени с переломом большеберцовой кости в нижней трети при остеосинтезе пластинами на основе полилактида напряжения в моделях распределяются более равномерно как в элементах фиксирующей конструкции, так и в костной ткани.

Background. In orthopedics and traumatology, polymeric materials that are absorbed and dissolved in biological fluids are used more often to make screws and fixing pins, plates and anchors, cages. Among these materials, L-polylactic acid (L-polylactide, PLA) implants are used more common, they are characterized by biodegradation, osteointegration, the ability to induce bone formation and high biocompatibility with the body. It is possible to increase the quality of polylactide biomaterials by including ceramic materials, in particular hydroxylapatite, into their composition. However, the strength of these implants has not been studied yet. Objective: using the method of mathematical modeling, to study the stress-strain state of the lower leg models with tibial fracture fixed with the help of plates made of biodegradable polylactide materials. Materials and methods. A mathematical model of the lower leg was developed, it consisted of the elements of shin and calf bone, heel and ankle bone, as well as boat-shaped and wedge-shaped bones. The mechanical properties of the plate were changed by simulating three types of materials: titanium, PLA, composite material consisting of PLA — 70 %, tricalcium phosphate — 20 % and hydroxylapatite — 10 %. The model had a rigid fixation on the base of the calcaneus and the section of the cuneiform bones. The model was loaded with a vertically distributed force of 500 N, which corresponds to the body of a person weighing 70 kg (700 N) in a single-leg stance. The bending load of the model was 50 N. The torsional load was carried out using torque force of 5 N • m. Results. Under the influence of axial compressive loads, the highest level of stress is observed on titanium plates (20.9 MPa), unlike PLA plates and PLA composites, where stresses reach values of 6.1 and 9.0 MPa, respectively. The rigid titanium plate also appropriately influences the bone tissue in the fracture zone, where the stress level reaches 7.0 MPa above the fracture line and 10.3 MPa below it, and also the fixing screws in the fracture zone are subjected to increased stresses in the fracture zone — 6.2 and 7 MPa, respectively, above and below the fracture line. In models with PLA plates, the stresses in the fracture zone are twice lower in bone tissue and three times lower — in fixing screws, compared to the model with titanium plate. In the diaphyseal and proximal parts of the tibia, the stress level for all models is almost the same. When bending, the largest stresses occur in the titanium plate — 26.4 MPa, in PLA plates the level of stresses is the same (13.6 MPa). In other parts of all models, the level of stress in bending loads has practically no differences between the models. At torsional loads, the highest level of stresses is observed in the titanium plate (15.3 MPa). The lowest stresses occur in a plate made of PLA (8.6 MPa). A plate made of PLA with an admixture of 20 % of tricalcium phosphate and 10 % of hydroxylapatite has an intermediate position in terms of maximum stresses (11.8 MPa). The titanium plate also causes increased stresses on the fixing screws around the fracture zone, where they reach values of 7.1 and 7.3 MPa above and below the fracture line, respectively, which is significantly higher than in similar sections of models with PLA plates. Conclusions. The results of the study showed that for all types of loads, the greatest stresses arise in a model with titanium plate. The zones of increased stresses are observed on the plate, as well as on the fixing screws and in the bone tissue around the fracture line. In models of the lower leg with tibial fracture in the lower third, with osteosynthesis using PLA plates, the stresses in the models are distributed more evenly both in the elements of the fixing structure and in the bone tissue.

Ключевые слова

композитний матеріал; полілактид; трикальційфосфат; гідроксилапатит

композитный материал; полилактид; трикальцийфосфат; гидроксилапатит

composite material; polylactide; tricalcium phosphate; hydroxylapatite

doi: http://dx.doi.org/10.22141/1608-1706.2.21.2020.202228

Вступ

В ортопедії та травматології як гвинти та фіксаційні штифти, пластини та анкери, кейджі доволі часто застосовують полімерні матеріали, що резорбуються та розчиняються в біологічних рідинах [1, 2].

Серед таких матеріалів частіше використовують імплантати з L-полімолочної кислоти (L-полілактид), особливістю яких є біодеградація, остеоінтеграція, здатність індукувати процеси утворення кісткової тканини та висока біосумісність з організмом [1, 3]. Перевагою таких імплантатів є їх повне розсмоктування, що позбавляє від необхідності операції з видаленням імплантату або фіксуючого пристрою, відповідно, запобігає пошкодженню тканин. Підвищити якість біоматеріалів на основі полілактидів (PLA) можливо шляхом введення в їх склад керамічних матеріалів, зокрема трикальційфосфату (ТКФ) та гідроксилапатиту (ГА) [4, 5]. Однак міцнісні якості таких імплантатів поки не вивчені.

Мета: методом математичного моделювання вивчити напружено-деформований стан моделей гомілки з переломом великогомілкової кістки, фіксованим за допомогою накісткових пластин, виготовлених із біодеградуючих матеріалів на основі полілактиду.

Матеріали та методи

У лабораторії біомеханіки ДУ «Інститут патології хребта та суглобів імені професора М.І. Ситенка НАМН України» були проведені аналітичні дослідження за допомогою математичного моделювання з використанням методу скінченних елементів. Було розроблено математичну модель гомілки, що складалася з елементів великогомілкової та малогомілкової кісток, п’яткової та надп’яткової кісток, а також човноподібної та клиноподібних кісток. Зовнішній вигляд моделі наведено на рис. 1.

Суглобові поверхні моделювали елементами з механічними властивостями хрящової тканини. У дистальній частині великогомілкової кістки моделювали перелом. Уламки великогомілкової кістки фіксували накістковою пластиною. Механічні властивості пластини змінювали, моделюючи три типи матеріалів: титан, PLA, композитний матеріал у складі PLA — 70 %, трикальційфосфату — 20 % та гідроксилапатиту — 10 %. Механічні характеристики біологічних [6–8] та штучних матеріалів [9] зведені в табл. 1.

По опорній поверхні п’яткової кістки та по зрізу клиноподібних кісток моделі мали жорстке закріплення. Модель навантажували вертикальною розподіленою силою величиною 500 Н, що відповідає тілу людини вагою 70 кг (700 Н) при одноопорному стоянні (без врахування маси опорної кінцівки) [10]. Навантаження моделі на згинання становило 50 Н. Навантаження на кручення здійснювали за допомогою обертаючого моменту сил величиною 5 Н • м. Усі навантаження прикладали до тибіального плато великогомілкової кістки. Схема навантаження моделей наведена на рис. 2.

Порівняння величин напружень у моделях із накістковими пластинами з різних матеріалів здійснювали в 7 контрольних точках:

— проксимальна частина великогомілкової кістки;

— діафіз великогомілкової кістки (кінець пластини);

— великогомілкова кістка над переломом;

— великогомілкова кістка під переломом;

— гвинти над переломом;

— гвинти під переломом;

— пластина.

Схема розташування контрольних точок наведена на рис. 3.

У нашому дослідженні матеріал вважали однорідним та ізотропним. Як скінченний елемент був обраний 10-вузловий тетраедр із квадратичною апроксимацією. Як критерій оцінки напруженого стану моделей використовували напруження за Мізесом [11]. Моделювання виконували за допомогою системи автоматизованого проєктування SolidWorks. Розрахунки напружено-деформованого стану моделей виконували за допомогою програмного комплексу CosmosM [12].

Результати

На першому етапі роботи вивчали реакцію моделей на осьові стискаючі навантаження. Картину напружено-деформованого стану моделей з накістковими пластинами з різних матеріалів наведено на рис. 4.

Як видно з рис. 4, жорстка титанова пластина прий-має на себе основне навантаження, у результаті чого на ній виникають напруження значної величини. У кістковій тканині навколо пластини також виникають зони підвищених напружень, про що свідчить красний колір у цій ділянці моделі. Більш м’які пластини на основі PLA дозволяють розподіляти напруження в моделях більш рівномірно.

Дані про абсолютні значення величин напружень у контрольних точках моделей зведені до табл. 2.

Як показано в табл. 2, під впливом осьових стискаючих навантажень найбільший рівень напружень спостерігається на пластині з титану (20,9 МПа) на відміну від пластин із PLA та композиту на основі PLA, де напруження набувають значень 6,1 та 9,0 МПа відповідно. Жорстка титанова пластина відповідним чином впливає й на кісткову тканину в зоні перелому, де рівень напружень сягає значень 7,0 МПа над лінією перелому та 10,3 МПа — під нею, також підвищеним навантаженням підлягають фіксуючі гвинти в зоні перелому — 6,2 та 7,2 МПа відповідно, вище та нижче від лінії перелому. У моделях із пластинами на основі PLA напруження в зоні перелому вдвічі нижчі в кісткової тканині та втричі нижчі — на фіксуючих гвинтах порівняно з моделлю з титановою пластиною. У діафізарній та проксимальній частинах великогомілкової кістки рівень напружень для всіх моделей практично однаковий.

Більш наочно порівняти рівень напружень в різних ділянках моделей залежно від матеріалу, з якого виконана накісткова пластина, можна за допомогою діаграми (рис. 5).

На наступному етапі проведене моделювання роботи моделей гомілки з наявністю перелому великогомілкової кістки в її нижній третині, при остеосинтезі накістковими пластинами, виконаними з різних матеріалів, під впливом згинальних навантажень.

Картина напружено-деформованого стану моделей із пластинами із різних матеріалів, що виникає під впливом згинальних навантажень, наведена на рис. 6.

Як видно з рис. 6, при згинальних навантаженнях зона підвищених напружень виникає і на пластинах, зроблених на основі PLA. У табл. 3 зведені абсолютні значення напружень у контрольних точках моделей із пластинами з різних матеріалів.

Як показано в табл. 3, найбільші за величиною напруження виникають у титановій пластині — 26,4 МПа, у пластинах на основі PLA рівень напружень однаковий і становить 13,6 МПа. В інших ділянках усіх моделей рівень напружень при навантаженнях на згинання практично не відрізняється між моделями.

Для більш зручного порівняння дані про величини напружень у контрольних точках моделей із накістковими пластинами з різних матеріалів наведені у вигляді діаграми (рис. 7).

Останнім етапом роботи було проведення дослідження напружено-деформованого стану моделей при навантаженні на кручення. Картина розподілу напружень у моделях із пластинами з різних матеріалів наведена на рис. 8.

Як показали дослідження, картина розподілу напружень у моделях при навантаженні на кручення схожа з попередніми дослідженнями на стискання та згинання.

Дані про величини напружень, що виникають у контрольних точках моделей під впливом навантаження на кручення, зведені до табл. 4.

Як показують дані, що наведені в табл. 4, при навантаженнях на кручення найбільший рівень напружень спостерігається в титановій пластині (15,3 МПа). Найменші за величиною напруження виникають у пластині, яка виготовлена з PLA (8,6 МПа). Пластина, що зроблена з PLA з домішкам 20 % трикальційфосфату та 10 % ГА, займає проміжну позицію за рівнем максимальних напружень (11,8 МПа). Пластина, що вироблена з титану, також викликає підвищені напруження й на фіксуючих гвинтах навколо зони перелому, де вони сягають значень 7,1 та 7,3 МПа вище та нижче від лінії перелому відповідно, що значно вище, ніж в аналогічних ділянках моделей із пластинами на основі PLA. В інших контрольних точках усіх моделей величини напружень можуть бути порівнянними.

Для більш зручного порівняння дані про рівень максимальних напружень у контрольних точках моделей із накістковими пластинами з різних матеріалів під впливом навантаження на кручення наведені у вигляді діаграми (рис. 9).

Результати проведеного дослідження показали, що при всіх видах навантаження найбільші величини напружень виникають у моделі із накістковою пластиною з титану. Зони підвищених напружень спостерігаються на пластині, а також на фіксуючих гвинтах та в кістковій тканині навколо лінії перелому. У моделях гомілки з переломом великогомілкової кістки в нижній третині при остеосинтезі пластинами на основі PLA напруження в моделях розподіляються більш рівномірно як в елементах фіксуючої конструкції, так і в кістковій тканині.

Висновки

Результати проведеного дослідження показали, що при всіх видах навантаження найбільші величини напружень виникають в моделі з накістковою пластиною з титану. Зони підвищених напружень спостерігаються на пластині, а також на фіксуючих гвинтах та в кістковій тканині навколо лінії перелому. У моделях гомілки з переломом великогомілкової кістки в нижній третині при остеосинтезі пластинами на основі PLA напруження в моделях розподіляються більш рівномірно як в елементах фіксуючої конструкції, так і в кістковій тканині.

Конфлікт інтересів. Автори заявляють про відсутність конфлікту інтересів та власної фінансової зацікавленості при підготовці даної статті.

Список литературы

1. Радченко В.А., Дедух Н.В., Малышкина С., Бенгус Л.М. Биорезорбируемые полимеры в ортопедии и травматологии. Ортопедия, травматология и протезирование. 2006. № 3. С. 116-124.

2. Kontakis M., Pagkalos J.E., Tosounidis T.I., Melissas J., Katonis P. Bioabsorbable materials in orthopaedics. Acta Orthop. Belg. 2007. Vol. 73. P. 159-169.

3. Терещенко В.П., Кирилова И.А., Ларионов П.М. Матрицы-носители в тканевой инженерии костной ткани. Успехи современного естествознания. 2015. № 8. С. 66-70.

4. Корж Н.А., Радченко В.А., Кладченко Л.А., Малышкина C.В. Имплантационные материалы и остеогенез. Роль индукции и кондукции в остеогенезе. Ортопед., травматол. и протезир. 2003. № 2. С. 150-15.

5. Семикозов О.В. Экспериментальное обоснование применения для костной пластики пористого минералонаполненного композита полилактида, подвергнутого воздействию сверхкритической среды СО#32#1. Автореф. дис… канд. мед. наук 14.00.16. ГОУВПО «Российский университет дружбы народов». М., 2008. 25 с.

6. Васюк В.Л., Коваль О.А., Карпінський М.Ю., Яресько О.В. Математичне моделювання варіантів остеосинтезу переломів дистального метаепіфіза великогомілкової кістки типу С1. Травма. 2019. Т. 20. № 1. С. 37-46. DOI: 10.22141/1608-1706.1.20.2019.158666

7. Стойко И.В., Бец Г.В., Бец И.Г. Анализ напряженно-деформированного состояния дистального отдела голени и стопы при повреждениях pilon в условиях наружной фиксации при помощи стержневых аппаратов. Травма. 2014. Т. 15. № 1. С. 41-49. DOI: 10.22141/1608-1706.1.15.2014.81263

8. Березовский В.А., Колотилов Н.Н. Биофизические характеристики тканей человека: Справочник. К.: Наукова думка, 1990. 224 с.

9. Gere J.M., Timoshenko S.P. Mechanics of Material. 1997. P. 912.

10. Образцов И.Ф., Адамович И.С., Барер И.С. и др. Проблема прочности в биомеханике: Уч. пособие для технич. и биол. спец. вузов. М.: Высш. школа, 1988. 311 с.

11. Зенкевич О.К. Метод конечных элементов в технике. М.: Мир, 1978. 519 с.

12. Алямовский А.А. SolidWorks/COSMOSWorks. Инженерный анализ методом конечных элементов. М.: ДМК Пресс, 2004. 432 с.