Экспериментальная оценка напряженно-деформированного состояния систем «бедренная кость – эндопротез / трансплантат – большеберцовая кость» при различных способах пластики передней крестообразной связки коленного сустава

Размещено на http://www.allbest.ru/

Размещено на http://www.allbest.ru/

Экспериментальная оценка напряженно-деформированного состояния систем «бедренная кость - эндопротез / трансплантат - большеберцовая кость» при различных способах пластики передней крестообразной связки коленного сустава

Приведены результаты экспериментальной оценки напряженно-деформированного состояния систем «бедренная кость - эндопротез / трансплантат - большеберцовая кость» при различных способах пластики передней крестообразной связки. В качестве экспериментальной модели использованы 30 кадаверных коленных суставов туш свиней-молодняка. Объектом исследования явились охлажденный трансплантат из сухожилий полусухожильной и нежной мышц (ST) и синтетический эндопротез крестообразной связки коленного сустава «ДОНА-М». Исследования осуществляли на настольной одноколонной испытательной машине. Методом выбора с точки зрения прочности и эластичности материала является пластика трансплантатом сухожилий полусухожильной и нежной мышц (ST) по сравнению с методикой однои двухпучковой пластики передней крестообразной связки.

Роль главного пассивного статического стабилизатора коленного сустава играет передняя крестообразная связка (ПКС), которая ограничивает переднее смещение голени по отношению к бедру при флексии, а также препятствует внутренней ротации голени и гиперэкстензии нижней конечности [1, 2].

С позиции теории биомеханики ПКС представлена линейными тяжами неодинаковой протяженности, составляющими силовой треугольник с суставной поверхностью большеберцовой кости, в котором ПКС и задняя крестообразная связка образуют эластичные грани, а основание большеберцовой кости - жесткое плато. Высоты данного треугольника формируют жесткие мыщелки бедра. Некоторые волокна ПКС не имеют параллельного хода, часто скручиваясь относительно друг друга, и последовательно участвуют в процессе движения, меняя длину и натяжение. Растяжение ПКС до 5-5,5 мм носит обратимый характер за счет ликвидации деформации и удлинения волокон коллагена. При этом расстояние между входом на большеберцовой кости и наружным мыщелком бедренной кости остается неизменным во всем спектре движений в коленном суставе [3, 4].

ПКС характеризуется некоторыми предельными значениями параметров механической прочности, так при направлении оси тяги «ПКС - большеберцовая кость» разрушающая нагрузка для ПКС достигает в среднем 1954±187 Н, жесткость 292±28 Н/мм, энергия, поглощаемая при разрыве 8470±950 Н-m, средняя статистическая нагрузка - 400 Н [5, 6].

Флексия коленного сустава наряду с внутренней ротацией в условиях воздействия разрушающей нагрузки, превышающей 1954±187 Н, наряду с незначительной конгруэнтностью суставных поверхностей и высокой степенью свободы при движениях, ведут к травматическим разрывам ПКС.

С точки зрения биомеханики предел конечной прочности ПКС, изменяющийся в зависимости от возраста пациентов, определяет вероятность ее полного разрыва, последний может появляться на протяжении в виде «концов швабры», с булавовидным расширением и укорочением волокон дистальной части ПКС, быть интрасиновиальным, а также в форме костных отрывов ПКС от большеберцовой кости с фрагментом межмыщелкового возвышения, проксимальных разрывов или отрывов от бедренной кости с культей, фиксированной к задней крестообразной связке, повреждений ПКС, при которых ее волокна полностью отсутствуют [79].

Таким образом, ПКС является биомеханически важным анатомическим образованием коленного сустава человека, определяющим его кинематическую функцию. Знание кинематических свойств коленного сустава, обусловленных функционированием ПКС, а также исследование ее деформационно-прочностных свойств обусловливает развитие научных исследований, направленных на разработку новых пластических материалов и способов пластики, не только реставрирующих анатомическую структуру, но и повышающих прочность фиксации.

Цель исследования

Определить некоторые биомеханические показатели, характеризующие напряженно-деформированное состояние системы «бедренная кость - трансплантат - большеберцовая кость» при пластике ПКС сухожилиями полусухожильной и нежной мышц (ST) и систем «бедренная кость - эндопротез - большеберцовая кость» при однои двухпучковой пластиках ПКС коленного сустава синтетическим эндопротезом «ДОНА-М».

Для оценки напряженно-деформированного состояния биомеханических систем «бедренная кость - эндопротез / трансплантат - большеберцовая кость» на анимальных моделях 36 изолированных и охлажденных кадаверных коленных суставов 18 туш свиней-молодняка (свинок и боровков) второй категории с массой от 52 до 113 кг в шкуре, взятых в течение первых 12 часов с момента убоя животных, были имитированы различные способы пластики ПКС коленного сустава.

Имитация пластики ПКС с использованием сухожилий полусухожильной и нежной мышц (ST) была осуществлена на 10 анимальных моделях систем «бедренная кость трансплантат из сухожилий полусухожильной и нежной мышц (ST) - большеберцовая кость», тесты на разрыв выполнялись при скорости 50 мм/мин (5 наблюдений) и 500 мм/мин (5 наблюдений).

Имитация однопучковой пластики ПКС синтетическим материалом была выполнена на 10 анимальных моделях систем «бедренная кость - эндопротез крестообразной связки коленного сустава «ДОНА-М» - большеберцовая кость», тесты на разрыв также выполнялись при скорости 50 мм/мин (5 наблюдений) и 500 мм/мин (5 наблюдений).

Имитация двухпучковой пластики ПКС синтетическим материалом была выполнена на 10 анимальных моделях систем «бедренная кость - эндопротез крестообразной связки коленного сустава «ДОНА-М» - большеберцовая кость», тесты на разрыв также выполнялись при скорости 50 мм/мин (5 наблюдений) и 500 мм/мин (5 наблюдений).

Определение напряженно-деформированного состояния исследуемых биомеханических систем осуществляли на настольной одноколонной испытательной машине Instron 5944 (зарег. в Государственном Реестре РФ, No 43602-10) с нагрузочной ячейкой в 2000 Н, которая давала возможность осуществления эксперимента на растяжение и сжатие в одном направлении. Испытание на растяжение выполняли в пределах максимального усилия нагрузочной рамы. Контрлатеральные концы образцов располагали между зажимами испытательной машины; определяли геометрию образцов и снимали размеры (длина; ширина, толщина или радиус); задавали скорость перемещения траверсы. После запуска испытания, траверса с верхним зажимом перемещалась с заданной скоростью, растягивая образец. При деформации в нем возникало сопротивление (усилие). Испытание заканчивалось при разрушении материала. Во время растяжения информация об удлинении образца, скорости перемещения траверсы и испытанного образцом сопротивления контролировалась и записывалась.

В результате эксперимента были получены графики зависимостей нагрузка-перемещение и напряжение-деформация для указанных выше систем и способов пластики ПКС при двух скоростях нагружения (указаны медианы).

Статистическую обработку полученных данных осуществляли при помощи пакета программ Statistical Package for the Social Science (IBM SPSS 20 Statistics). Полученные данные не соответствовали закону нормального распределения, поэтому для сравнения значений использовали непараметрический U-критерий Манна-Уитни и показатель достоверности (р).

На 5 анимальных моделях пластики ПКС коленного сустава трансплантатом из сухожилий полусухожильной и нежной мышц (ST) при скорости нагружения 50 мм/мин показатели нагрузки (Н) и скорости перемещения траверсы (мм/мин) демонстрировали удлинение системы «бедренная кость - трансплантат - большеберцовая кость» в среднем на 15% по сравнению с исходными величинами длинника (мм) при передвижении траверсы со скоростью 0-22,5 мм/мин при максимальной нагрузке в пределах 0-395,58 Н (р<0,05), а при достижении скорости перемещения траверсы 25 мм/мин происходило разрушающее удлинение образца при максимальной нагрузке 402,29 Н (р<0,05) (рис. 1). Разрушающее напряжение в системе «бедренная кость - трансплантат - большеберцовая кость» составило 0,42 МПа при максимальной деформации 0,15 мм/мм (р<0,05) (рис. 2).

На 5 анимальных моделях при скорости нагружения 500 мм/мин также происходило удлинение системы «бедренная кость - трансплантат - большеберцовая кость» в среднем на 10% по сравнению с исходными величинами длинника (мм) при перемещении траверсы со скоростью 0-27 мм/мин при максимальной нагрузке в пределах 0-504,89 Н (р<0,05), а при достижении скорости перемещения траверсы 30 мм/мин происходило разрушающее удлинение образца при максимальной нагрузке 545,54 Н (р<0,05) (рис. 3). Разрушающее напряжение в системе «бедренная кость - трансплантат - большеберцовая кость» составило 0,56 МПа при максимальной деформации 0,10 мм/мм (р<0,05) (рис. 4).

На 5 анимальных моделях однопучковой пластики ПКС коленного сустава при скорости нагружения 50 мм/мин показатели нагрузки (Н) и скорости перемещения траверсы (мм/мин) демонстрировали удлинение системы «бедренная кость - эндопротез - большеберцовая кость» в среднем на 84% по сравнению с исходными величинами длинника (мм) при передвижении траверсы со скоростью 0-22,5 мм/мин при максимальной нагрузке в пределах 0-232,61 Н (р<0,05), а при достижении скорости перемещения траверсы 25 мм/мин происходило разрушающее удлинение образца при максимальной нагрузке 260,86 Н (р<0,05) (рис. 5). Разрушающее напряжение в системе «бедренная кость - эндопротез - большеберцовая кость» составило 5,18 МПа при максимальной деформации 0,80 мм/мм (р<0,05) (рис. 6).

На 5 анимальных моделях при скорости нагружения 500 мм/мин также происходило удлинение системы «бедренная кость - эндопротез - большеберцовая кость» в среднем на 62% по сравнению с исходными величинами длинника (мм) при перемещении траверсы со скоростью 0-15 мм/мин при максимальной нагрузке в пределах 0-377,24 Н (р<0,05), а при достижении скорости перемещения траверсы до 18 мм/мин происходило разрушающее удлинение образца при максимальной нагрузке 428,16 Н (р<0,05) (рис. 7). Разрушающее напряжение в системе «бедренная кость - эндопротез - большеберцовая кость» составило 8,51 МПа при максимальной деформации 0,62 мм/мм (р<0,05) (рис. 8).

На 5 анимальных моделях двухпучковой пластики ПКС коленного сустава при скорости нагружения 50 мм/мин показатели нагрузки (Н) и скорости перемещения траверсы (мм/мин) демонстрировали удлинение системы «бедренная кость - эндопротез - большеберцовая кость» в среднем на 55% по сравнению с исходными величинами длинника (мм) при перемещении траверсы со скоростью 0-15 мм/мин при максимальной нагрузке в пределах 0-546,50 Н (р<0,05), а при достижении скорости перемещения траверсы 17,5 мм/мин происходило разрушающее удлинение образца при максимальной нагрузке 583,39 Н (р<0,05) (рис. 9). Разрушающее напряжение в системе «бедренная кость - эндопротез - большеберцовая кость» составило 11,67 МПа при максимальной деформации 0,55 мм/мм (р<0,05) (рис. 10).

На 5 анимальных моделях при скорости нагружения 500 мм/мин показатели нагрузки (Н) и скорости перемещения траверсы (мм/мин) демонстрировали удлинение системы «бедренная кость - эндопротез - большеберцовая кость» в среднем на 40% по сравнению с исходными величинами длинника (мм) при перемещении траверсы со скоростью 0-24 мм/мин при максимальной нагрузке в пределах 0-703,07 Н (р<0,05), а при достижении скорости перемещения траверсы 27 мм/мин происходило разрушающее удлинение образца при максимальной нагрузке 769,44 Н (р<0,05) (рис. 11). Разрушающее напряжение в системе «бедренная кость - эндопротез - большеберцовая кость» составило 5,16 МПа при максимальной деформации 0,40 мм/мм (р<0,05) (рис. 12).

Коленный сустав с точки зрения биомеханики является самым напряженным ввиду своей функциональной сложности, поэтому для определения рационального способа лечения повреждений его связочного аппарата, в том числе и ПКС, важно знание всех особенностей его суставного соединения и соответствующих их изменений в процессе движения. Однако, до настоящего времени до конца не изученными остаются некоторые механические функции отдельных анатомических образований коленного сустава, а именно внутрисуставных структур, и их «поведения» как в реальных физиологических условиях, так и после пластики ПКС.

Возможность восстановления функции коленного сустава определяется не только видом пластики ПКС, но и биомеханическими свойствами трансплантатов, зависящими от прочностных (конечная прочность), структурных (жесткость) и материальных (свойства биологической ткани, синтетического материала) характеристик, а также от скоростей нагрузок, при которых трансплантаты претерпевают избыточное растяжение [10, 11].

Согласно литературным данным в случае неравномерного натяжения трансплантата из сухожилий тонкой и нежной мышц (ST) его предельная прочность составляет 2830±538 Н, а жесткость 455±39 Н/мм; в случаях же равномерного натяжения предельная прочность составляет 4590±674 Н, а жесткость 871±186 Н/мм. По этой причине анатомическая реконсрукция ПКС улучшает кинематику коленного сустава и адаптирует ее ближе к той биомеханической модели, которая характерна для суставов с интактной ПКС. Наряду с этим, силы, возникающие в анатомически восстановленной ПКС, ближе по величине к силам, развивающимся в таковой при отсутствии повреждений [12].

Синтетические эндопротезы также обладают высокой прочностью, однако они имеют более высокие, по сравнению с трансплантатами из сухожилий полусухожильной и нежной мышц, показатели жесткости, являясь при этом неэластичными, что даже при незначительном смещении топографии трансоссальных каналов приводит к разрежению костной ткани и разрывам трансплантатов [13, 14].

Полученные нами данные не противоречат существующим в литературе сведениям о высокой прочности как синтетических эндопротезов, так и трансплантатов из собственных тканей, применяемых для пластики ПКС. Однако, они вскрывают достоверные различия показателей напряженно-деформированного состояния имитируемых биомеханических систем, что подтверждается наибольшими значениями показателей нагрузки при меньших значениях деформации.

Методом выбора с точки зрения прочности фиксации коленного сустава, а также эластичности используемого материала является пластика ПКС трансплантатом сухожилий полусухожильной и нежной мышц (ST) по сравнению с методиками однои двухпучковой ее пластики синтетическими материалами.

Сопоставимая прочность фиксации среди всех исследуемых методик пластики ПКС и применяемых с этой целью различных пластических материалов, а также более высокая жесткость и более низкая эластичность синтетических материалов, применяемых при однои двухпучковой пластике, диктует необходимость точного интраоперационного позиционирования трансоссальных каналов для снижения величины разрушающего напряжения при нарастании деформации, а также ограничивает использование данных методик только лишь по узким показаниям.

Список литературы

трансплантат сухожилие эндопротез

1. Попов, Г.И. Биомеханика двигательной деятельности / Г.И. Попов, А.В. Самсонова. Москва: Академия, 2013. 320 с.

2. McCarty, L.P. Anatomy, biology and biomechanics of patellar tendon autogra anterior cruciate ligament reconstruction / L.P. McCarty, B.R. Bach // Techniques in Orthopaedics. 2005. Vol.20. no.4. P. 342-352. ?

3. Назаров, Е.А. Метод стабилометрии в оценке функции опоры при ортопедической патологии суставов нижних конечностей / Е.А. Назаров, А.В. Селезнев // VIII Съезд травматологов-ортопедов России: Сб. тез. Самара, 2006. С. 273-274. ?

4. Привес, М.Г. Анатомия человека: Учебник / М.Г. Привес, Н.К. Лысенков, В.И. Бушкович. - СПб.: Издательский дом СПБМАПО, 2011. 720 с.

5. Няшин, Ю.И. Основы биомеханики / Ю.И. Няшин, В.А. Лохов. - Пермь: Изд-во Пермского гос. тех. ун-та, 2007. 210 с.

6. Woo, S.L. Biomechanics of knee ligaments / S.L. Woo, R.E. Debeski, J.D. Withrow // Am. J. Sports. Med. 1999. no.4. P. 533-543. ?

7. Зазирный, И.М. Факторы риска повреждения передней крестообразной связки / И.М. Зазирный // Вестник ортопедии, травматологии и протезирования. 2014. No3. С. 80-86. ?

8. Миронов, С.П. Повреждения связок коленного сустава / С.П. Миронов, А.К. Орлецкий, М.Б. Цыкунов. Москва: Лесар, 1999. 208 с.

9. Трачук, А.П. Причины несостоятельности передней крестообразной связки / А.П. Трачук, P.M. Тихилов, Т.В. Серебряк, O.E. Богопольский // VII Конгресс Российского Артроскопического Общества: Сб. мат. Москва, 2007. С. 27-28.

10. Котельников, Г.П. Нестабильность коленного сустава / Г.П. Котельников, А.П. Чернов, С.Н. Измалков. Самара: Самарский Дом печати, 2001. 229 с.

11. Няшин, Ю.И. Экспериментальные методы в биомеханике / Ю.И. Няшин, Р.М. Подгайц. - Пермь: Изд-во Пермского гос. тех. ун-та, 2008. 400 с.

Размещено на Allbest.ru