BIOMECHANICKÁ STUDE RUKY

VYSOKÉ UČENÍ TECHNICKÉ V BRNĚ BRNO UNIVERSITY OF TECHNOLOGY

FAKULTA STROJNÍHO INŽENÝRSTVÍ ÚSTAV MECHANIKY TĚLES, MECHATRONIKY A BIOMECHANIKY FACULTY OF MECHANICAL ENGINEERING INSTITUTE OF SOLID MECHANICS, MECHATRONICS AND BIOMECHANICS

BIOMECHANICKÁ STUDE RUKY BIOMECHANICAL STUDY OF HAND

DIZERTAČNÍ PRÁCE DOCTORAL THESIS

AUTOR PRÁCE

ING. DAVID KRPALEK

AUTHOR

VEDOUCÍ PRÁCE

DOC. ING. ZDENĚK FLORIAN, CSC

SUPERVISOR

BRNO

2016

Motto „I have not failed. I've just found 10,000 ways that won't work.“ Thomas Alva Edison

Abstrakt Tato práce se zabývá problematikou z oblasti zápěstí člověka a příslušné totální náhrady, umožňujícího navrácení pohyblivosti ruky přibližující se fyziologickému stavu po traumatických a degenerativních onemocnění. Léčení těchto onemocnění má komplexní charakter. Vedle biologické a medicínské stránky zahrnuje i problémy biomechanické. K určení vhodné léčebné metody a implantátu je důležité znát chování zápěstí ve všech stavech nejen z hlediska lékařského, ale i biomechanického. Z tohoto důvodu byla vytvořena biomechanická studie zahrnující výpočtový model zápěstí (ruky) umožňující řešení deformace a napětí zápěstí ve fyziologickém a patologickém stavu a dále po aplikaci totální náhrady. Na základě Frostovy teorie remodelace kostní tkáně byla provedena analýza kostní tkáně zápěstí a kostní tkáně po aplikaci totální náhrady RE-MOTION™ Total Wrist. Abstract This work deals with issue of human wrist and appropriate total wrist implant allowing a restoration of hand mobility approaching physiological condition after traumatic and degenerative diseases. Treating these diseases are very complex. These issues including a biological and medical issues. To determine the appropriate treatment method and select right total wrist implant is important to know the behavior the human wrist at all stages in terms of medical and biomechanical. For this reason, it was developed a biomechanical study including computational model of human wrist allowing solution of strain and stress of hand in physiological and pathological conditions and condition after total wrist implant. The frost remodeling of bone tissue was used for analysis of human wrist bone tissues and bone tissues after application of total wrist implant RE-MOTION™ Total Wrist.

Klíčová slova totální náhrada, zápěstí, metoda konečných prvků, deformačně-napěťová analýza, kortikální kostní tkáň, spongiózní kostní tkáň, vaz, chrupavka, zobrazovací zařízení, metody zpracování obrazu Key Words Total Implant, Wrist, Finite Element Methods, Stress-strain Analysis, Cortical Bone, Trabecular Bone, Ligaments, Cartilage, Imaging Devices, Image Processing

Bibliografická citace: KRPALEK, D. Biomechanická studie ruky. Brno: Vysoké učení technické v Brně, Fakulta strojního inženýrství, 2016, 185 s. Vedoucí dizertační práce doc. Ing. Zdeněk Florian, CSc.

Čestné prohlášení Tímto prohlašuji, že dizertační práci jsem vypracoval sám pod vedením doc. Ing. Zdeňka Floriana, CSc., s využitím vlastních znalostí a použité odborné literatury.

David Krpalek, Brno, srpen 2016

…………………………………………..

Poděkování Tímto bych chtěl poděkovat svému vedoucímu dizertační práce doc. Ing. Zdeňkovi Florianovi, CSc., za jeho pomoc, odborné vedení a trpělivost, kterou mi poskytl při tvorbě této práce. Dále bych chtěl poděkovat Ing. Liborovi Borákovi, Ph.D. a Ing. Petrovi Marciánovi, Ph.D. za pomoc, cenné rady a předané zkušenosti. V neposlední řadě bych rád poděkoval rodičům a mé přítelkyni Martině Macinkové za trpělivost, ochotu a vytrvalou podporu.

Biomechanická studie ruky

David Krpalek, 2016

Obsah 1.

Úvod ................................................................................................................................... 19 Historie a současnost totálních náhrad zápěstí.............................................................. 19 2. Popis problémové situace .................................................................................................. 25 3. Formulace problému a cílů řešení ...................................................................................... 27 4. Rešerše – současný stav řešené problematiky ................................................................... 29 5. Analýza řešené soustavy .................................................................................................... 31 5.1. Soustava zápěstí ve fyziologickém stavu ........................................................................ 31 5.2. Soustava zápěstí s totální náhradou............................................................................... 32 6. Systém podstatných veličin z hlediska deformačně napěťové analýzy .............................. 33 7. Základní anatomie související s řešenou problematikou ................................................... 35 7.1. Anatomie zápěstí ............................................................................................................ 35 7.1.1. Struktura kostí ........................................................................................................ 37 8. Mechanické vlastnosti ........................................................................................................ 43 8.1. Kostní tkáň ...................................................................................................................... 43 8.1.1. Kortikální kostní tkáň .............................................................................................. 43 8.1.2. Spongiózní kostní tkáň............................................................................................ 43 8.2. Lineárně elastický model materiálu kostních tkání ........................................................ 44 8.3. Modelace a remodelace kostní tkáně ............................................................................ 46 8.4. Mechanostat - Frostova teorie ....................................................................................... 47 8.4.1. Výpočtové modelování modelace a remodelace kostní tkáně .............................. 49 8.5. Struktura chrupavky ....................................................................................................... 50 8.5.1. Hyperelastický model materiálu chrupavky ........................................................... 50 8.6. Struktura vazu ................................................................................................................ 51 9. Kinematika zápěstí.............................................................................................................. 55 10. Totální náhrada zápěstí ...................................................................................................... 57 10.1. Popis totální náhrady.................................................................................................. 57 10.2. Totální náhrada ReMotion Total Wrist System .......................................................... 57 10.3. Materiály implantátů .................................................................................................. 61 10.3.1. Kobalt-chrom-molybdenová slitina (CoCrMo) ....................................................... 61 10.3.2. Ultra vysokomolekulární polyethylen (UHMWPe) ................................................. 62 10.4. Zavedení totální náhrady............................................................................................ 62 11. Metoda řešení .................................................................................................................... 65 12. Výpočtový model ................................................................................................................ 67 12.1. Výpočtový model fyziologického zápěstí.................................................................... 67 12.1.1. Model geometrie .................................................................................................... 67 12.1.1.1 Model geometrie kosti ................................................................................... 68 12.1.1.2 Model geometrie chrupavky .......................................................................... 70 12.1.1.3 Model vazů ..................................................................................................... 71 12.1.1.4 Model zápěstí v různých polohách ................................................................. 72 12.1.2. Model materiálu ..................................................................................................... 73 12.1.2.1 Kost ................................................................................................................. 73 12.1.2.2 Chrupavka ....................................................................................................... 73 12.1.3. Model styku mezi tělesy - kontaktu ....................................................................... 74 12.1.4. Model vazeb a zatížení ........................................................................................... 77 12.1.5. Diskretizace ............................................................................................................ 80 12.1.5.1 Konečno prvkový model chrupavky ............................................................... 81 1.1.

15


David Krpalek, 2016

12.1.5.2 Konečno prvkový model kortikálních kostní tkáně ........................................ 81 12.1.5.3 Konečno prvkový model spongiózních kostní tkáně ...................................... 82 12.1.5.4 Kvalita diskretizace......................................................................................... 82 12.1.5.5 Konečno prvkový model vazů ........................................................................ 84 12.2. Výpočtový model zápěstí s totální náhradou............................................................. 86 12.2.1. Model geometrie totální náhrady Re-Motion™ Total Wrist .................................. 86 12.2.2. Model geometrie kosti ........................................................................................... 87 12.2.3. Model geometrie chrupavky .................................................................................. 88 12.2.4. Model vazů ............................................................................................................. 89 12.2.4.1 Model zápěstí s totální náhradou v různých polohách .................................. 90 12.2.5. Model materiálů .................................................................................................... 92 12.2.5.1 Totální náhrada .............................................................................................. 92 12.2.6. Model kontaktních prvků ....................................................................................... 92 12.2.6.1 Model vazeb a zatížení ................................................................................... 94 12.2.7. Diskretizace ............................................................................................................ 95 12.2.7.1 Konečno prvkový model chrupavky ............................................................... 95 12.2.7.2 Konečno prvkový model kortikální kostní tkáně ............................................ 96 12.2.7.3 Konečno prvkový model spongiózní kostní tkáně.......................................... 96 12.2.7.4 Konečno prvkový model vazů ........................................................................ 97 12.2.7.5 Konečno prvkový model totální náhrady ....................................................... 98 13. Prezentace výsledků a analýza řešení .............................................................................. 101 13.1. Prezentace výsledků a analýza řešení zápěstí ve fyziologickém stavu .................... 101 13.1.1. Prezentace výsledků a analýza namáhání chrupavek .......................................... 103 13.1.2. Prezentace výsledků a analýza kortikální kostní tkáně ........................................ 110 13.1.3. Prezentace výsledků a analýza spongiózní kostní tkáně ...................................... 114 13.1.4. Prezentace výsledků a analýza vazů .................................................................... 117 13.2. Prezentace výsledků a analýza řešení zápěstí s totální náhradou ........................... 119 13.2.1. Prezentace výsledků a analýza namáhání chrupavek .......................................... 121 13.2.2. Prezentace výsledků a analýza kortikální kostní tkáně ........................................ 126 13.2.3. Prezentace výsledků a analýza spongiózní kostní tkáně ...................................... 131 13.2.4. Prezentace výsledků a analýza vazů .................................................................... 137 13.2.5. Prezentace výsledků a analýza totální náhrady ................................................... 139 14. Závěr................................................................................................................................. 143 14.1. Náměty k dalšímu řešení.......................................................................................... 145 15. Tvůrčí činnost ................................................................................................................... 147 15.1. Publikace .................................................................................................................. 147 15.2. Tvůrčí aktivity ........................................................................................................... 148 15.3. Projekty .................................................................................................................... 148 16. Literatura.......................................................................................................................... 149 16.1. Odborné články ........................................................................................................ 149 16.2. Knihy......................................................................................................................... 154 16.3. Dizertační, diplomové a závěrečné práce ................................................................ 155 16.4. Internetové odkazy a ostatní ................................................................................... 155 17. Použité symboly ............................................................................................................... 157 18. Seznam tabulek a obrázků ............................................................................................... 159 18.1. Seznam tabulek ........................................................................................................ 159 18.2. Seznam obrázků ....................................................................................................... 159 19. Přílohy .............................................................................................................................. 164

16


David Krpalek, 2016

19.1. Makro sloužící pro vytvoření vazových komponent ................................................. 164 19.2. Kontaktní tlak mezi chrupavkami ............................................................................. 166 19.2.1. Fyziologický stav – poloha ZP_RD ......................................................................... 166 19.2.2. Fyziologický stav – poloha ZP_UD ........................................................................ 168 19.2.3. Fyziologický stav – poloha ZP_FL .......................................................................... 170 19.2.4. Fyziologický stav – poloha ZP_EX ......................................................................... 172 19.2.5. Stav s totální náhradou – poloha ZPI_RD ............................................................. 174 19.2.6. Stav s totální náhradou – poloha ZPI_UD ............................................................. 175 19.2.7. Stav s totální náhradou – poloha ZPI_FL .............................................................. 177 19.2.8. Stav s totální náhradou – poloha ZPI_EX .............................................................. 178 19.3. Intenzita přetvoření .................................................................................................. 180 19.3.1. Fyziologický stav – kortikální kostní tkáň - poloha ZP_RD .................................... 180 19.3.2. Fyziologický stav – kortikální kostní tkáň - poloha ZP_UD ................................... 180 19.3.3. Fyziologický stav – kortikální kostní tkáň - poloha ZP_FL ..................................... 181 19.3.4. Fyziologický stav – kortikální kostní tkáň - poloha ZP_EX .................................... 181 19.3.5. Stav s totální náhradou – kortikální kostní tkáň - poloha ZPI_RD ........................ 182 19.3.6. Stav s totální náhradou – kortikální kostní tkáň - poloha ZPI_UD ........................ 182 19.3.7. Stav s totální náhradou – kortikální kostní tkáň - poloha ZPI_FL ......................... 183 19.3.8. Stav s totální náhradou – kortikální kostní tkáň - poloha ZPI_EX ......................... 183

17


18

David Krpalek, 2016


David Krpalek, 2016

1. Úvod Zápěstí je komplexní a mnohostranný orgán, jenž tvoří nedílnou součást ruky. Funkce ruky je spojena s každodenní aktivitou nejvíce ze všech částí těla, a proto je vystavena vysokému počtu traumatických zranění a degenerativním onemocněním. Mezi nejzávažnější zranění se řadí fraktury. Její úspěšné hojení závisí na celkovém stavu organismu a i jednoduchá fraktura může mít trvalé následky. Nevhodná léčba zlomenin může mít řadu následků včetně ztuhnutí kloubu [160]. Druhým nejzávažnějším onemocněním zápěstí je revmatoidní artritida, při které dochází k destrukci kloubní chrupavky způsobené poruchou homeostázy metabolismu chrupavky vlivem zvýšeného působení prozánětlivých cytosinů vedoucí k inhibici nové chrupavky. Dále může docházet k erozi subchondrální kostní tkáně v důsledku synoviální proliferace, které můžou vést k natržení vazů [162]. Postižení funkce a stavby zápěstí podstatně zhoršuje kvalitu života. Úchopová schopnost ruky je omezena a při některých úkonech je člověk odkázán na pomoc okolí, což má za následek i ovlivnění psychiky pacienta. Kromě osobního života ovlivňuje postižení ruky i profesní život. Téměř v každém zaměstnání je ruka využívána a změna její funkce zpravidla způsobí profesní omezení [161]. Revmatoidní artritida v nejtěžších případech způsobuje velké bolesti, deformitu kloubu s následnou ztrátou funkčnosti, která je zpravidla příčinou invalidity. V těchto případech je zpravidla jedinou možností použití náhrady části zápěstí. Při selhání běžných léčebných metod se často uchyluje k implantaci totální náhrady. Totální náhrada je vyrobena z biokompatibilního materiálu a je implantována na místo po částečné resekci radia a metakarpálních kůstek. Tento implantát má za cíl obnovit pohyblivost zápěstí do stavu přibližujícího se fyziologického stavu. Totální náhrada ovšem mění deformačně napěťové chování okolních tkání a způsobuje jejích degradaci a selhání implantátu [97].

1.1. Historie a současnost totálních náhrad zápěstí Vznik a vývoj prvních totálních náhrad zápěstí předcházeli amputace ruky, jejichž první záznamy pochází z roku 1773, kdy byla Orredem provedena první amputace zápěstní [1,3,4,6,5]. Počátkem 19. století se začaly provádět operace zápěstí pacientům s omezenou pohyblivostí, u kterých docházelo k ankylóze neboli ztuhnutí. Chirurgickým řešení byla resekce a to z důvodu časté recidivity nebo vložení vhodného interpozičního prvku [1]. Záznamy o použití interpozičních materiálů pochází z roku 1840 [1] a v roce 1894 byly poprvé Péanem použity destičky z platiny [1]. První implantace totální náhrady byla provedena německým doktorem Themistoclesem Glückem (Obr. 1.1), který experimentoval s transplantacemi měkkých tkání [2]. Pro fixaci nervů a šlach používal intramedulární kolíčky vyrobené ze slonoviny. Po mnoha experimentech na pacientech s postiženými klouby tuberkulózou zjistil, že právě slonová kost nezpůsobuje téměř žádné zánětlivé reakce, z čehož Glücku soudil, že právě slonová kost je ideálním materiálem pro výrobu implantátů. V roce 1890 provedl první implantaci totální náhrady na pravém zápěstí 19. letého muže, který měl již delší dobu kloub zasažen tuberkulózou. Implantát byl vyroben ze slonoviny a skládal se z kulových kloubů s vidlemi na obou koncích. Vidle byly vyrobeny tak, aby se dali umístit na jedné straně do ulny a radia, a na straně druhé do kanálků v metakarpálních kostech

19


David Krpalek, 2016

[1,3,4,8]. Totální náhrada sloužila muži až do roku 1891, kdy podlehl tuberkulóze [1]. V roce 1921 Glück publikoval výsledky své práce [9].

Obr. 1.1: Themistocles Glück (1853-1943), vynálezce první totální náhrady

Začátkem dvacátého století nebyly publikovány žádné práce zabývající se vývojem kloubních náhrad zápěstí. Až roku 1960 byla publikována práce zabývající se operativními postupy a technikami při onemocnění revmatoidní artritidou [14]. Ve stejnou dobu, Swanson a Niebauer představili první koncept totální náhrady zápěstí, který zajišťoval stabilitu při pohybu [15,1,4]. Tento silikonový implantát (Obr. 1.2) byl poprvé použit Swansonem v roce 1967 [1]. Ačkoliv se nejednalo o plnohodnotnou kloubní náhradu, spíše o distanční kloub, i tak tento implantát zachránil mnoho pacientů před amputací končetiny. Swanson následně experimenty s kloubní náhradou, které probíhali v roce 1982 až 1984 publikoval [13]. Tento silikonový implantát je považován za implantát první generace [16].

Obr. 1.2: Swansonův flexibilni implantát (1967) [13]

Druhá generace totálních náhrad již dokázala plnit skutečnou funkci náhrady. V roce 1969, Gschwind a Scheier představili Gschwind-Scheier-Bahlerům zápěstní implantát (Obr. 1.3). Konstrukce byla tvořena dříkem implantovaným do metakarpálních kostí zakončeným kulovitou plochou, která zapadala do patice s dříkem, umístěným v radiu [10]. Krátce po uvedení Gschwind-Scheier-Bahlerům implantátu představil v roce 1970 Meuli svůj kovový implantát, který jako první obsahoval polyethylenovou kluznou komponentu (Obr. 1.4). Tato komponenta umožnovala plynulý pohyb ve všech osách a rotace byla soustředěna v hlavě kosti hlavaté [17].

20


Obr. 1.3: Gschwind-Scheier-Bahlerův implantát (1967) [10]

David Krpalek, 2016

Obr. 1.4: Meuliho implantát II. generace (1970) [17]

Z důvodu toho, že předchozí dva implantáty první generace soustředili natočení ve středu kulové plochy, se Volz pokusil vyvinout implantát, který by kopíroval kinematiku skutečného zápěstí. Povedlo se mu to roku 1973 [18]. Kloubní spojení tohoto implantátu je toroidní, což znamená, že obsahuje konkávní a konvexní plochu umožňující flexi/extenzi zápěstí a radiální/ulnární deviaci. Tento implantát nedovoloval axiální rotaci, ale umožňoval translaci v radio-ulnární rovině. První konstrukce měla dva distální hroty pro zasunutí do druhého a třetí metakarpu (Obr. 1.5).

Obr. 1.5: Volzův implantát II. generace (1973) [18].

Ve třetí generaci implantátů vznikla řada nových konstrukcí, mezi které se řadí implantát Biaxialní [19], Trispherical (Obr. 1.6) [20, 21], inovovaný Meuliho (Obr. 1.7) [22, 23, 24] a inovovaný Volzův implantát (Obr. 1.8) [18].

21


Obr. 1.6: Trispherical implantát (1980) [20].

Obr. 1.7: Meuliho inovovaný implantát III. generace (1986) [18].

David Krpalek, 2016

Obr. 1.8: Inovovaný Volzům implantát III. generace (1988) [18].

Obr. 1.9: Biaxiální implantát (1978) [19].

Biaxiální implantát se stal oblíbeným v osmdesátých letech. Konstrukce byla tvořena polyethylenovou artikulační konkávní plochou a konvexní kovovou elipsou (Obr. 1.9). Dříky implantátu byly potažené porézní vrstvou. Distální část je tvořena dlouhým dříkem pro vložení do třetího metakarpu a malý čepem z důvodu zvýšení stability [19, 25]. Menonův implantát, známý také pod názvem Universal Wrist Implant, byl navržen roku 1980. Tento implantát již patřil do čtvrté generace zápěstních implantátů a jeho konstrukce vyřešila mnoho faktorů, které u předchozích implantátů vedly k jejich selhání. Konstrukce implantátu nebyla vzájemně spojena. Radiální komponenta byla vyrobena ze slitiny kobaltu a chromu a karpální ze slitiny titanu. Konkávní kloubní povrch radiální komponenty svírá úhel 20° radiální inklinace a konstrukce dříku byla ve tvaru písmene Y. Karpální komponenta měla vejčitý tvar, který zapadal do karpální komponenty obsahující otvory pro šrouby (Obr. 1.10) [26]. V roce 2002 byl představen inovovaný Menonův implantát pod názvem Universal 2 Wrist Implant. Úhel sklonu byl snížen o 14° a na radiální a karpální komponenty byl nanesen porézní povrch pro lepší integraci do kostní tkáně [29]. Konstrukce byla upravena na základě dlouhodobých výsledků [27, 28], biomechanických studiích za použití metody konečných prvků a laboratorním testování. Elipsoidní tvar karpální komponenty byl upraven tak, aby kontaktní plocha více odpovídala radiální komponentě v celém rozsahu pohybu [29]. Rozsah pohybů jednotlivých totálních náhrad je uveden v Tab. 1.1.

Obr. 1.10: Menonův implantát (1980) [26].

22

Obr. 1.11: Anatomic Physiologic Wrist Prosthesis (1997) [32].


David Krpalek, 2016

Další implantáty patřící do čtvrté generace se konstrukcí velmi podobají Menonově implantátu. Implantát Anatomic Physiologic Wrist Prosthesis (Obr. 1.11) je tvořen necementovanou konstrukcí ze slitiny kobaltu a chromu potaženou povlakem z hydroxyapatitu [31, 32]. RWS zápěstní implantát je tvořen třemi komponenty (Obr. 1.12). Karpální komponenta z UHMWPE (Ultra High Molecular Weight Polyethylene, vysokomolekulární polyethylen) dosedá na dřík a metakarpální komponentu vyrobené z Vitallia (slitina z 65% kobaltu, 30% chrómu, 5% molybdenu a z dalších složek) [31, 33, 34].

Obr. 1.12: RWS implantát (2003) [33].

Obr. 1.13: Total Modular wrist Arthroplasty (2002) [34].

Poslední z výše zmíněným implantátem je Total Modular Wrist Arthroplasty (Obr. 1.13). Tento implantát je tvořen distálním dříkem, který je vyplněn polyethylenovou konkávní komponentou a je upevněn dlouhými šrouby do druhého a třetího metakarpu. Radiální komponentu tvoří dvě části. První část je vložena do radia a druhá, která je osazená dlouhým šroubem, slouží k nahrazení poškozené ulny [34]. Tab. 1.1 Rozsah pohybů jednotlivých implantátů [30]

Fyziologické zápěstí Implantát Swanson Implantát Volz Implantát Meuli Implantát Trispherical Implantát GEUPAR Implantát Universal Implantát Biaxial

Flexe [°] Extenze [°] 76 75 39 6 37 17 30 40 50 (flexe + extenze) 50 (flexe + extenze) 41 36 29 36

Radiální deviace [°] 22 2 2 10 10 7 10

Ulnární deviace [°] 36 21 23 10 10 13 20

23


24

David Krpalek, 2016


David Krpalek, 2016

2. Popis problémové situace Zápěstí se nazývá soustava 15 kostí s klouby, propojených vazy, které zajišťují funkce kloubu. Stykové plochy kloubů jsou pokryty chrupavkami mající na povrchu synoviální vrstvu produkující synoviální kapalinu s proměnnými reologickými vlastnostmi. Pod synoviální vrstvou chrupavky jsou kolagenní vlákna absorbující tlakové namáhání (chrupavky zápěstí). Při zatížení ruky následně dochází k mechanické interakci mezi prvky zápěstí [35]. Onemocnění, případně úrazy ruky, patří k relativně častým onemocněním člověka. Pokud po onemocnění zůstávají trvalé následky, zpravidla významně ovlivňují život člověka. S funkcí ruky, vedle činností souvisejících s obslužnými funkcemi člověka, je u většiny lidí funkce ruky podstatná v zaměstnání. Trvalá omezení funkce ruky mohou být od nejlehčích po úplné znehybnění kloubů ruky. V těchto případech je zpravidla jedinou možností, vedoucí ke zlepšení kvality života, aplikace totální náhrady zápěstí. Totální náhrada se zavádí do resekované části radia a karpálních kůstek. Aby nedošlo k uvolnění implantátu, je nutné ponechat implantát v kosti oseointegrovat. Funkce a životnost implantátu je závislá na řadě faktorů, včetně mechanické interakce. V důsledku mechanického namáhání může dojít k selhání jak implantátu, tak kostní tkáně, se kterou je implantát v mechanické interakci. U přetěžované kostní tkáně dochází k degradačním jevům. Možnost implantace je podmíněna kvalitou kostní tkáně. K zjišťování kostní tkáně existují diagnostické metody umožňující určení určitých vlastností kostní tkáně v předoperační fázi. Jak již bylo uvedeno, při zatížení ruky dochází k mechanické interakci mezi prvky zápěstí, případně mezi prvky zápěstí a implantátu. Posouzení této interakce je možné na základě řešení deformace a napětí. Vzhledem ke strukturální, geometrické a materiálové složitosti řešení soustavy, včetně modelu uložení a zatížení, je při řešení deformace a napětí nutné vyřešit řadu dílčích problémů. Úspěšné řešení uvedených problémů vyžaduje získání a osvojení si základních souvislostí a znalostí z oblasti řešeného problému. Selhání implantátu je přisuzováno vzájemné interakci s okolní kostní tkání a konstrukcí implantátu. Implantáty jsou technická díla navržená a vyrobená člověkem, tudíž je možné navrhnout implantát více odolný vůči mechanickému namáhání. Větší problémy souvisí s kostní tkání. Kost může podléhat degradaci, kterou ovlivňují různé nemoci. K zajištění kvality kostní tkáně existuje řada diagnostických metod umožňující stanovit kvalitu tkáně už v předoperační fázi. Pro správnou funkci je podstatné spojení s kortikální i spongiózní tkání. Z čehož plyne, že tato práce zahrnuje výpočtový model řešené soustavy na úrovni vyžadující řešení řady deformačně napěťových problémů soustavy.

25


26

David Krpalek, 2016


David Krpalek, 2016

3. Formulace problému a cílů řešení Základním současným problémem biomechaniky ruky je problematika zápěstí. Jak již bylo uvedeno, při zatížení ruky dochází k mechanické interakci mezi prvky zápěstí, případně mezi prvky zápěstí a implantátu. Posouzení této interakce je možné na základě řešení deformace a napětí. Vzhledem ke strukturální, geometrické a materiálové složitosti řešené soustavy, včetně modelu uložení a zatížení, je při řešení deformace a napětí nutné vyřešit řadu dílčích problémů. Úspěšné řešení uvedených problémů vyžaduje získání a osvojení si základních souvislostí a znalostí z oblasti řešeného problému. Problém lze tedy formulovat následujícím způsobem: Provedení biomechanické studie a deformačně-napěťové analýzy zápěstí ve fyziologickém stavu a po aplikaci totální náhrady „RE-MOTION™ Total Wrist“. Cílem řešení je: 1) Provést deformačně napěťovou analýzu zápěstí ve fyziologickém stavu. 2) Provést deformačně napěťovou analýzu zápěstí s totální náhradou.

27


28

David Krpalek, 2016


David Krpalek, 2016

4. Rešerše – současný stav řešené problematiky Publikace vědeckých prací zabývajících se výpočtovým modelováním biomechanických problémů se objevily před více jak čtyřiceti let. V prvním čísle Journal o Biomechanics, pocházejícího z roku 1968, byl vydán článek autorů Jamison, Merangoni a Glaser, který byl zaměřen na chování viskoelastických tkání, v němž byly prezentovány numerické výsledky MKP (metoda konečných prvků) modelu [117]. Následně, roku 1971, Rybicki et al. publikovali článek o mechanickém namáhání femuru (stehenní kosti) pomocí MKP. Od té doby se počet publikovaných prací využívající MKP zvýšil a o čtyřicet let později tato metoda hrála důležitou roli při analyzování geometricky složitých struktur, ke kterým právě kostní tkáně patří. Prvním a nejvíce zkoumaným biomechanickým kloubním problémem bylo kyčelní spojení. Od počátku využití MKP, bylo na toto téma publikováno nespočet prací různými výzkumnými skupinami v návaznosti na mechanickou interakci femuru a totální kyčelní endoprotézy. Analýza kyčelního kloubu se stala velmi oblíbená a to díky své geometrii a napojení na svaly a vazy. Taktéž, zatížení kyčelního kloubu bylo předmětem mnoha studií [118], které současně jasně vymezuje zátěžné podmínky během chůze a ostatních aktivit. Druhým, nejčastěji zkoumaným kloubem v lidském těle, byl kloub kolenní. Geometrie kloubu byla stejně jako kloub kyčelní, velmi dobře zobrazená díky počítačové tomografii (CT) a magnetické rezonanci (MRI), avšak zatěžující podmínky a následná kinematika byla o poznání složitější. Řešení biomechanických problému souvisejících zápěstí patří mezi nejsložitější v muskuloskeletární biomechanice v důsledku složité struktury zápěstí s prvky geometricky složitého tvaru, podstatného vlivu měkkých tkání na funkci zápěstí a problematické tvorby modelu zatížení. Každá kost v této soustavě značně přispívá k celkovému pohybu kloubu. Při modelování těchto mnoha kostních soustav (multibone systems) je nutné respektovat všechny prvky, které udržují zápěstí ve funkčním stavu [119]. Zápěstí musí být schopno přenášet vnější sílové působení, aniž by docházelo ke vzniku vysokého napětí na kloubních plochách stejně tak, aby soustava při fyziologickém zatížení byla plně pohyblivá. První vědecké práce zaměřené na řešení deformace a napjatosti v zápěstí se objevily počátkem 90t. let minulého století, v souvislosti s rozvojem výpočetní techniky a výpočtových metod mechaniky, zvláště MKP [37]. Z počátku byly první modely velmi „jednoduché“, kde zápěstí bylo tvořeno radiem, kostí poloměsíčitou, člunkovitou a vzájemné spojení bylo modelováno pomocí „spring“ elementů. Miyake et al. roku 1994 [36] publikoval práci zaměřenou na rozložení napětí v rámci fraktury radia za pomoci MKP. Stejná skupina autorů později publikovala článek zaměřený na rozložení napětí v oblasti karpálních kostí po implantaci keramické náhrady [38]. První článek prezentující výsledky z trojrozměrného MKP modelu zápěstí publikoval Carrigan et al roku 2003 [42]. Model zahrnoval všechny karpální kůstky, avšak metakarpální kosti byly zanedbány. Zatížení bylo aplikováno na distální část kosti hlavaté, ale tlaková síla o velikosti 15 N nebyla reprezentativní ve srovnání se zatížením působícím na fyziologické zápěstí. Roku 2009 byl publikován další trojrozměrný model zápěstí, Gislason et al. [40] a Guo et al. [41], který zahrnoval distální části radia, ulny, všechny karpální a metakarpální kůstky. Výsledky Gislasonovy práce bylo zatížení zápěstních kostí při uchopení ve třech různých polohách. Zatížení působící na jednotlivé prsty bylo na základě biomechanického modelu a převedeno na síly působící do metakarpálních kůstek. Cílem Guo modelu bylo modelovat chování metakarpálních kůstek po odstranění transverzálního tvaru. Působící zatížení bylo kombinací tlakové síly o hodnotě 100 N

29


David Krpalek, 2016

rozloženo do druhého a třetího metakarpu. Roku 2012, Bajuri et al [39], vytvořil plně trojrozměrný model zápěstí napodobující účinky revmatoidní artritidy. Cílem této práce bylo získat napětí na karpálních kůstkách v rámci onemocnění a současně jej porovnat s vytvořeným modelem zápěstí po aplikaci totální náhrady. Základním problém, při kterém se výzkumní pracovníci potýkají, při řešení MKP modelu zápěstí, je aplikace zatížení a vzájemné vazby mezi měkkými a tvrdými tkáněmi. Vnější vazby ve formě vazů jsou nedílnou součástí modelu, které udržují zápěstí v rovnováze.

30


David Krpalek, 2016

5. Analýza řešené soustavy Při běžných činností člověka dochází k zatěžování ruky, které způsobí namáhání všech prvků hodní končetiny četně proximální a distální řady karpu, metakarpu a článků prstů.

5.1. Soustava zápěstí ve fyziologickém stavu Při základních úkonech ruky jsou funkční následující prvky ruky a horní končetiny: Hlavní útvary soustavy: -

Radius Ulna Proximální řada karpálních kůstek Distální řada karpální kůstek Kloubní chrupavky Vazy

Vedlejší útvary soustavy: -

Metakarpální kosti Svaly přední, laterální a dorzální skupiny svalů

Pomocné útvary soustavy -

Šlachy Cévy Nervy

31


David Krpalek, 2016

5.2. Soustava zápěstí s totální náhradou Při implantaci totální náhrady do soustavy zápěstí vzniká nová soustava s jinými vlastnosti a projevy: Hlavní útvary soustavy: -

Totální náhrada Radius Distální řada karpální kůstek Kloubní chrupavky Vazy

Vedlejší útvary soustavy: -

Ulna Metakarpální kosti Svaly přední, laterální a dorzální skupiny svalů

Pomocné útvary soustavy -

32

Šlachy Cévy Nervy


David Krpalek, 2016

6. Systém podstatných veličin z hlediska deformačně napěťové analýzy Po analýze prvků soustavy zápěstí ve fyziologickém stavu a se zavedenou totální náhradou, lze určit podstatné veličiny a vztahy deformačně napěťových stavů [163]. K řešení deformace a napětí zápěstí v obou případech je nutné vybrat ty prvky, které jsou z hlediska řešení problému podstatné. Při zatěžování závěsného aparátu dochází k namáhání prvků soustavy zápěstí. Charakter zatížení ovlivňuje charakter namáhání, proto je nutné věnovat pozornost podstatným prvků Podstatné prvky: Kost -

Předloketní - spongiózní a kortikální tkáň Karpální kůstky - spongiózní a kortikální tkáň Metakarpální kůstky - spongiózní a kortikální tkáň

Implantát - Typ implantátu

-

Materiál

- I. generace (Swansonův flexibilní impantátu) - II. generace (Gschwind-Scheier-Bahlerům, Meuli, Volz) - III. generace (Biaxialní, Trispherical, inovovaný Meuliho a Volzův) - IV. generace (RWS, Total Modular wrist Arthroplasty) - Kobalt-chrom-molybdenová slitina (CoCrMo) - Ultra vysokomolekulární polyetylén (UHMWPe)

Pohyby ruky - Flexe a extenze - Radiální a ulnární dukce - Supinace a pronace Pohyb ruky je řízen vědomě. Nervová síť ovládající pohyb ruky je úzce spojen s mozkovým centrem. Mozeček nacházející se v zadní části lebky vede a koordinuje pohyby svalů, kloubů a šlach ruky. Příkaz k tomu, aby ruka vykonala určitý pohyb, vychází z motorické oblasti mozkové. Nervové impulzy putují z buněk levé motorické oblasti přes další části mozku a svazky vláken, zvaných pyramidy, do prodloužené míchy, kde se na hranici se hřbetní míchou kříží v místě zvaném decussatio pyramidum. Z tohoto místa přechází povel do ruky, zatímco je o právě začínajícím pohybu informován mozeček. Prostřednictvím tohoto systému výměny informací mezi senzorickými receptory ruky, mozkovou motorickou kůrou a mozečkem, se právě mozeček postará o správný sled pohybů. Celý proces koordinuje centrální nervový systém, který umožňuje odhadnout hmotnost předmětu a stabilizovat svalstvo tak, aby pohyb byl klidný a plynulý [159, 164, 166].

33


34

David Krpalek, 2016


David Krpalek, 2016

7. Základní anatomie související s řešenou problematikou Pro orientaci na ruce bude v předložené práci použito latinské označení [164].

Proximal

Dorsal

Palmar

Distal

Medial

Lateral

Distal

Proximal

Obr. 7.1: Označení směrů na ruce [194].

7.1. Anatomie zápěstí Zápěstí se skládá z osmi karpálních kostí, ulny, distálního radia a pěti metakarpálních kostí. Karpální kosti jsou tvořeny kostí člunkovitou, poloměsíčitou, trojhrannou, hráškovou, mnohohrannou větší, mnohohrannou menší, hlavatou a hákovitou. Karpální kosti, neboli Carpus jak se odborně tento soubor nazývá, vytváří podklad karpálního tunelu, kterým prochází šlachy a nervy. V okolí karpálních kostí se dále nachází měkké tkáně, mezi které paří vazy, vzájemně spojující jednotlivé karpální kůstky, dále šlachy, kosti ruky a předloktí. Karpální kůstky jsou seřazeny ve dvou řadách, proximální a distální. V proximální řadě se nachází kost člunkovitá (os scaphoideum), kost poloměsíčitá (os lunatum), kost trojhranná (os triquetrum), kost hrášková (os pisiforme) a v distální řadě kost mnohohranná větší (os trapezium), kost mnohohranná menší (os trapezoideum), kost hlavatá (os capitatum), kost hákovitá (os hamatum) [165]. Karpální kůstky v distální řadě jsou vzájemně spojeny vazy a kloubní plochy orientované k metakarpálním kostem tvoří, jako celek, konkávní elipsu, zapadající do proximální řady karpálních kostí. Klouby orientované k předloktí tvoří konkávu a zapadá do radio-ulnárního kloubu [166, 40]. Kosti v proximální řadě jsou taktéž spojeny vazy, avšak volněji, než v řadě distální, dovolují větší vzájemnou mobilitu a jako celek tvoří konvexní eliptickou hlavici zapadající do distální řady karpálních kostí [166, 40]. Zápěstí je dále tvořeno třemi hlavními klouby: radio-karpálním kloubem, středním kloubem nacházejícím se mezi proximální a distální řadou a distálním radioulnárním kloubem.

35


David Krpalek, 2016

Obr. 7.2: Anatomie ruky: kosti [194].

Radio-karpální kloub (articularis radiocarpalis) je neúplný ovoidní a složený kloub. V kloubu se pohybuje jamka distálního radiusu a tři kosti distální řady formující kloubní hlavici: kost člunkovitá, poloměsíčitá a trojhranná. Mezi ulnu a proximální řadou karpu je chrupavčitá destička (discus articularis). Tato destička tvarově dotváří konkávní plochu distálního radia, avšak kvůli své pružnosti neplní opěrnou funkci při pohybu. V radio-karpálním spojení tato chrupavčitá destička přenáší přibližně 20% tlakového namáhání a zbylých 80% je přenášeno distálním radiem [166]. Na distální straně radia se nachází dvě oddělené plochy, jež jsou rozděleny hranou na jamku poloměsíčitou a jamku člunkovitou [43]. Na externí straně se nachází kloubní pouzdro, které je volné a upíná se při okrajích kloubních ploch. Dutina radio-karpálního kloubu je značně členitá a zasahuje do ostatních kloubů ruky [166]. Střední zápěstí (articularis medicarpalis) je kloub složeným a situovaný mezi proximální a distální řadu karpu. Kloubní plochy kůstek jsou dány kontaktními plochami karpálních kostí. Štěrbina, nacházející se v tomto kloubu, je nadměrně členitá, připomíná tvar písmene S a je prakticky nepohyblivá a proto se tento kloub při pohybu kloubního zápěstí chová pasivně [166]. V okolí zápěstí se dále nachází 5 důležitých svalů přímo související s motorikou zápěstí. Na palmární straně se nachází musculus flexor carpi radialis, m. flexor carpi ulnaris, m. palmaris longus a na dorzální straně se jedná o m. extensor carpi radialis longues a m. extensor carpi ulnaris. M. musculus flexor carpi radialis se nachází na přední straně předloktí a m.flexor carpi ulnaris na vnitřním okraji předloktí. Radialis spolu s ulnaris provádí palmární flexi a ulnaris vniřní dukci ruky. M. palmaris longus je uložen mezi oběma již uvedenými svaly a provádí pomocnou flexi ruky. M. extensor carpi radialis longus splu s brevis je umístěn na laterální straně a spolu s m. extensor carpi ulnaris vykovává dorzální flexi a radiální dukci ruky. Poslední sval m. extensor carpi ulnaris leží na mediálním okraji dorzální plochy předloktí a provádí extenzi ruky [167, 168].

36


David Krpalek, 2016

Obr. 7.3: Anatomie ruky: svaly a šlachy [194].

7.1.1. Struktura kostí Kůstky v zápěstním kloubu mají jedinečnou a členitou strukturu. Jejich vzájemná soudržnost je tvořena měkkými tkáněmi. Z karpálních kostí si největší pozornost zaslouží kůstka člunkovitá (os scaphoideum). Je největší kostí z řady proximální a zasahuje do úrovně řady distální. Více než 80% jejího povrchu je pokryto chrupavkou [44]. Z klinického hlediska lze člunkovou kost rozdělit na tři části, odpovídající přibližně třetinám. Část distální zahrnuje distální pól (ossis scaphoidei), který tvoří hmatatelný výběžek na radio-palmární straně pod kůží, dále tvoří pohyblivé plochy pro kost mnohohrannou větší, menší a hlavatou. Směrem proximálním je kost člunkovitá lehce zúžena do tzv. isthmu a chrupavkou pokrytá palmární strana se pohybuje s distálním koncem radia. Dorzální strana není

37


David Krpalek, 2016

pokryta kloubní chrupavkou, avšak probíhá zde spirálovitě tzv. drsnatina, do které je upnuto kloubní pouzdro. Ulnární a proximální část kosti člunkové se označuje jako proximální pól a kromě pohyblivé plochy pro distální radius má ulnárně i lehce konvexní plochu, jež pohybuje s kostí poloměsíčitou [160].

Obr. 7.4: Kost člunkovitá (os scaphoideum) [169]

Kost poloměsíčitá (os lunatum) má proximální plochu konvexní a distální plochu konkávní. Konvexní plocha pohybuje s radiem (fossa lunata radia) a konkávní s hlavicí kostí hlavatou. Na radiální straně je úzká plocha určena pro skloubení s kostí člunkovitou a na straně ulnárně je plocha lichoběžníkového tvaru pohybující s kostí trojhrannou. Dorzální a palmární strany nejsou pokryty chrupavkou. Dorzální plocha je o polovinu menší než palmární a celá kost se zmenšuje klínovitě dorzálním směrem. Toto zmenšení poskytuje kosti možnost rotovat do dorzální flexe při zatížení ve směru k ose předloktí [160].

Obr. 7.5: Kost poloměsíčitá (os lunatum) [169]

Kost trojhranná (os triquetrum) má tvar trojbokého jehlanu. Její radiální plocha je rovná a pohybuje s kostí poloměsíčitou. Distální plocha je vlnovitě prohnutá proti kloubní ploše kosti hákovité. Palmární plocha je rovinná a na ní je umístěna pohyblivá plocha pro kost hráškovou. Proxomodorzální plocha pohybuje s vazivově chrupavčitou destičkou a na dorzální straně se upínají vazy [160].

Obr. 7.6: Kost trojhranná (os truquetrum) [169]

Palmární plocha kosti hráškové (os pisiforme) je do dlaně konvexně orientovaná a dorzální plocha pohybuje s obdobnou plochou s kostí trojhrannou [166].

38


David Krpalek, 2016

Obr. 7.7: Kost hrášková (os pisiforme) [169]

Kost mnohohranná větší (os trapezium) je uložena na radialním okraji distální řady karpálních kostí. Proximálně má plochu určenou pro kost člunkovou, distálně pro I. metakarpální kost, kloubní plocha má sedlovitý tvar. Na straně ulnární se nachází dvě kloubní plochy. Proximální plocha je určena pro kost mnohohrannou menší a plocha distální pro II. metakarpální kost [166].

Obr. 7.8: Kost mnohohranná větší (os trapezium) [169]

Kost mnohohranná menší (os trapezoideum) je drobná kůstka klínovitého tvaru zužující se směrem do dlaně. Palmární a dorzální plochy nejsou pokryty chrupavkou. Ostatní plochy jsou pokryty chrupavkou a pohybují se s kostí mnohohrannou menší, hlavatou a člunkovitou. Distálně se kost pohybuje s II. kostí metakarpu [166].

Obr. 7.9: Kost mnohohranná menší (os trapezoideum) [169]

Kost hlavatá (os capitatum) je největší ze zápěstních kostí. Její tvar v řadě proximální připomíná hlavici a od řady distální je oddělena zúžením. Hlavice je pokryta kloubní chrupavkou, jež pohybuje s jamkou tvořenou konkavitou kostí poloměsíčitou, člunkovitou a hákovou. V oblasti těla se nachází plocha pro kost mnohohrannou menší a ulnární plocha pro kost hákovitou [160]. Distálně je konstantní kloubní plocha pro III. metakarpální kost a nekonstantní pro II. metakarpální kost [45]. Dorzální plocha těla kosti hlavaté je hladká a palmární plocha se klínově vyklenuje [160].

39


David Krpalek, 2016

Obr. 7.10: Kost hlavatá (os capitatum) [169]

Kost hákovitá (os hamatum) má tvar klínu při pohledu ze strany dorzální. Artikulační plocha na straně proximální je zvlněná, konkávní, a přiklání se ke kosti trojhranné. Radiální plocha se dělí na dvě pohyblivá pole určené pro IV. a V. metakarpální kost. Na ploše palmární vybíhá při ulnárním okraji kost hákovitý hamalus, na který jsou upnuty vazy [160].

Obr. 7.11: Kost hákovitá (os hamatum) [169]

Radius (os radius) je dlouhá kost uložená v předloktí na palcové straně. Tělo kosti se na radiálním a distálním konci rozšiřuje. Tělo radia má v průřezu trojúhelníkový tvar, jehož dvě hrany jsou zaoblené (margo anterior, margo posterior) a jedna ostrá (margo interosseus) namířená proti ulně. Proximální konec radia je tvořen hlavou, jejíž plocha je konkávní. Po svém obvodu má válcovou kloubní plochu (circumferentia articularis radii) se kterou se spojuje s ulnou. Distální konec radia je zesílený a rozšířený. Na ulnární straně se nachází kloubní plocha sloužící ke spojení s ulnou. Distální strana slouží pro spojení s karpálními kůstkami.

Obr. 7.12: Přední strana radia (os radius) [169]

40


David Krpalek, 2016

Ulna (os ulna) je taktéž dlouhá kost uložená v předloktí. Tělo kosti se na proximálním a distálním konci rozšiřuje. Masivnější zakončení na proximálním konci je spojeno s pažní kostí a užší strana na distálním konci je zakončena hlavicí (caput ulnae) s úzkou kloubní plochou pro pohyb s radiem.

Obr. 7.13: Přední strana kosti ulny (os ulna) [169]

Metakarpály (ossa metacarpalie I-V) je skupina pěti kostí tvořící kostru dlaně. Tvarově odpovídá dlouhým kostem, ale i tak se řadí mezi krátké kosti s délkou přibližně 100 mm. Metakarpální kosti jsou přes poměrně tenkou vrstvu tkáně dobře hmatatelné a jsou očíslované římskými číslicemi od I. do V. radio-ulnárním směrem. Těla těchto kostí se rozlišují na tři části. První, základní kostí (basis), je proximální rozšířený konec, který nasedá na karpus. Druhá část, tělo (corpus), je tvořena třemi plochami, zadní a dvěma bočními. Poslední část, hlavice (caput), je distální rozšíření karpálních kůstek, které na ni nasedají.

Obr. 7.14: Kost I. metakarpu (os metacarpale I) [169]

Obr. 7.15: Kost II. metakarpu (os metacarpale II) [169]

Obr. 7.16: Kost III. metakarpu (os metacarpale III) [169]

41


Obr. 7.17: Kost IV. metakarpu (os metacarpale VI) [169]

42

David Krpalek, 2016

Obr. 7.18: Kost V. metakarpu (os metacarpale V) [169]


David Krpalek, 2016

8. Mechanické vlastnosti 8.1.

Kostní tkáň

Kostní tkáň je jedna z nejvíce pevných struktur v lidském těle a to v důsledku kombinace anorganických a organických prvků. Minerální látky vápníku a fosfátu, spolu s kolagenem, tvoří za šedesát až sedmdesát procent pevnosti kostní tkáně [184]. Kostní tkáň je visko-elastický materiál, jehož mechanické vlastnosti jsou ovlivněny stupněm deformace. Flexibilní vlastnosti zajišťuje kolagen předávající schopnost kosti odolat tahovému namáhání [184].

8.1.1. Kortikální kostní tkáň Kortikální tkáň je hutná kostní tkáň, která určuje pevnost. Představuje zhruba 80–85 % celkové hmotnosti skeletu a je tvořena osteony, koncentricky uspořádanými válečky. Průměr osteonů je 0.1 - 0.4 mm a v jeho centru vede cévní kanál. Cévy uvnitř osteonů jsou napojeny na řečiště ve spongiózní tkáni a na periostální cévy přicházející z vnějšku [170].

Obr. 8.1: Struktura kostní tkáně [164]

Tloušťka vnější kortikální tkáně v jednotlivých karpálních kůstkách závislá na namáhání, které na ni působí během celého života.

8.1.2. Spongiózní kostní tkáň Spongiózní tkáň je složena z nepravidelně uspořádaných trámečků. Orientace trámečků je dána směrem nejčasnějšího namáhání [55]. Kortikální a spongiózní kostní tkáň obsahuje různé buňky, které se liší strukturou a funkcí. Spongiózní tkáň obsahuje kostní dřeň, cévy a pojivovou tkáň, zatímco kortikální tkáň zastává funkci mechanickou a ochrannou [54, 196]. Spongiózní tkáň se vyskytuje v epifýzách dlouhých kostí, vyplňuje těla zápěstních kostí a zastává taktéž funkci mechanickou. Tvoří ji jemné trámečky, které jí dodávají houbovitý vzhled. Prostory mezi trámečky jsou vyplněny kostní dření [170].

43


David Krpalek, 2016

Po vložení obou komponent totální náhrady do radia a druhé řady metakarpálních kůstek se trámečky spongiózní kostní tkáně mění na základě mechanického zatěžování.

Obr. 8.2: Struktura spongiózní kostní tkáně radia [53]

Mechanické vlastnosti spongiózní kostní tkáně lze popsat některé mechanické vlastnosti na základě zdánlivé hustoty [187, 56, 57, 58, 59]. Mezi Youngovým modulem a hustotou byla prokázána korelace [175]. Aproximační vztahy, včetně grafu závislosti hustoty spongiózní kostní tkáně, jsou uvedeny v Obr. 8.3.

Obr. 8.3: Závislost modulu pružnosti na zdánlivé hustotě spongiózní kosti pro různé části lidského těla [187]

8.2. Lineárně elastický model materiálu kostních tkání Mechanické vlastnosti jsou pro oba typy kostních tkáni rozdílné. Kortikální tkáň je tužší než spongiózní tkáň, odolává většímu namáhání, avšak menší deformaci. Spongiózní tkáň snese až 50% deformace, kdežto kortikální tkáň pouhých 1.5-2.0% deformace a díky porézní struktuře absorbuje více energie [70]. Tento rozdíl je dán množstvím kostní tkáně na jednotku objemu. Obr. 8.3 znázorňuje typickou závislost deformace-napětí při různých kvalitách kortikální a spongiózní tkáně testovaných za podobných podmínek.

44


David Krpalek, 2016

Obr. 8.4: Deformačně napěťová křivka kortikální a spongiózní kostní tkáně při různých hustotách [70]

V rámci této práci je použit model materiálu lineárně elastický, který je homogenní izotropní lineárně pružný (Hookovský). Je určen Youngovým modulem E [MPa] a Poissonovým číslem µ [-]. V Tab. 8.1 jsou uvedeny hodnoty materiálových charakteristik pro kortikální a spongiózní tkáň od různých autorů použitých v podobně zaměřených prací. Tab. 8.1: Materiálové charakteristiky kostní tkáně použité v předchozích prací

Autor Oda (2000) [38] Carrigan (2003) [42] Guo (2009) [74] Gislason (2009) [40] Gislason (2010) [41] Bajuri (2012) [39]

Kortikální tkáň E [MPa] µ [-] 15 000 0.3 10 000 0.3 10 000 0.3 18 000 0.2 18 000 0.2 12 000 0.2

Spongiózní tkáň E [MPa] µ [-] 100 0.2 100 0.25 100 0.25 33 0.25

Zdroj [71] [37, 73, 38] [37] [72] [68, 69] [72]

Hodnotu Youngova modulu lze určit na základě zdánlivé hustoty získané z CT snímků pomocí vztahů mezi zdánlivou hustotou ρ, Youngovým modelem E a Hounsfieldovými jednotkami HU s využitím rovnic (1-3). Pro tento účel byl vytvořen software ROI Analysis [197] v prostředí Matlab (MathWorks, Natick, MA, USA), který získá Housfieldovy jednotky na základě útlumu RTG záření, jenž souvisí s hustotou kostní tkáně. Tyto data je možno pomocí vztahů (4-9) přepočítat na Youngův modul a s jeho pomocí vytvořit model materiálu [75]. Tato hodnota lze následně přepočítat na Youngův modul.

45


David Krpalek, 2016 𝜌 = 𝑓(𝐻𝑈) 𝐸 = 𝑓(𝜌) 𝐸 = 𝑓(𝐻𝑈)

(1) (2) (3)

Pomocí korelačních vztahů je možné převést HU jednotky na zdánlivou hustotu kostní tkáně [187]. Tyto vztahy jsou určené pouze pro spongiózní kost [58], závisí na nastavení CT zařízení a typu kostní tkáně [187]. Distální část femuru:

𝜌 = 1,205𝐻𝑈 + 131

Proximální část femuru:

𝜌 = 1𝐻𝑈

Metakarpální kosti:

𝜌 = 1.47𝐻𝑈 − 7.3

Distální radius:

𝜌 = 0.6𝐻𝑈

Philips Tomoscan AV (120 kVp, 150 mAs) EMI 7070 (140 kVp, 40 mAs) GE CT (120 Kvp, 100 mAs)

[58]

(4)

[76]

(5)

[64]

(6)

[78]

(7)

Pro přepočet mezi zdánlivou hustotou a Youngovým modulem existuje mnoho vztahů, které byly určeny pro konkrétní kost. Po rozsáhlé rešerši dostupné literatury byly nalezeny vztahy (rovnice 8, 9) pro metakarpální kosti a distální radius [64, 77]. Vztahy pro karpální kůstky nebyly nalezeny, což naznačuje, že dosud nebyly předmětem studií. Metakarpální kosti:

𝐸 = 2,017𝜌2.46

[64]

(8)

Distální radius

𝐸 = 2,875𝜌3

[77]

(9)

8.3. Modelace a remodelace kostní tkáně Kostní tkáň je považována za jednu z nejvitálnějších a nejpřizpůsobivějších tkání a orgánů v lidském těle. Tento objev vzešel už před dvěma sty lety, kdy si lékaři všimli, že trámečky spongiózní kostní tkáně v krčku stehenní kostí jsou orientované ve směru zatěžování. Tento objev byl následně podpořen tehdejšími výzkumnými pracovníky [185]. Ačkoliv tento objev byl známý již delší dobu, progresivní zájem o něj nastal až roku 1892, kdy Julius Wolff publikoval práci na toto téma a současně stanovil Wolffův zákon [120]: V důsledku změn funkčních nároků dojde v kosti k přestavbě vnitřní architektury a právě tak i druhotně ke změně zevního tvaru kosti [120]. Tato hypotéza byla stanovena Wolffem na základě pozorování a procesu vývoje kostních tkání. Wolff ve své práci stanovil remodelaci tak, že kost nebo kostní tkáň vystavená mechanickému namáhání je snímána kostními buňkami (osteoblasty), které aktivují proces přidání většího množství kostní tkáně tam, kde je potřeba a odstranění kostní tkáně tam, kde potřeba není. Princip Wolffova zákona je znázorněn na Obr. 8.5.

46


David Krpalek, 2016

Obr. 8.5: Wolffům zákon

Wolffův zákon se stal důležitou koncepční oporou pro další experimentální práce, které se v průběhu let objevily, a posléze stanovil neznámé parametry, jež mají vliv na remodelaci kostní tkáně. Mezi tyto parametry patří velikost [123, 124, 125], distribuce [132], délka trvání zatížení [133], rychlost zatížení [123], perioda zatížení a odlehčení [126, 127, 128], frekvence [123, 124, 129, 130, 131], polarita zatížení [121, 122] a v poslední řadě aplikované zatížení [185]. Každý z těchto parametrů je zodpovědný za růst, resp. vývoj kostní tkáně. Pro každý z těchto parametrů byla provedena řada experimentů na laboratorních vzorcích. Kromě těchto parametrů bylo dokázáno, že na remodelaci kortikální kostní tkáně má podstatný pozitivní vliv dynamické zatěžování než statické [143].

8.4. Mechanostat - Frostova teorie Roku 1980 Frost zformuloval koncepční model Mechanostat. Frost chápal adaptaci kostní tkáně jako negativní zpětnou vazbu systému podobnou termostatu řídící teplotu v domě. Zvýší-li se teplota (je-li mnoho kostní tkáně), termostat sníží množství tepla v systému (dojde k úbytku kostní tkáně). Dojde-li k ochlazení, termostat zvýší množství tepla v systému. Frost uvedený princip termostatu integroval do konceptu modelu Mechanostat. Tím stanovil, že když nastane odezva systému, dojde k formulaci či resorpci kostní tkáně. Mechanostat tento stav neurčuje dokonale, ale stal se důležitým konceptem k pochopení, jak mechanické prostředí reguluje modelaci a remodelaci kostní tkáně na mechanické podměty. Kromě Frostova modelu vznikly další hypotézy, popisující odezvu kostní tkáně na mechanické podměty [134, 135], avšak Frostův Mechanostat se stal jedním z nejvíce používaných hypotéz na predikci stavu kostní tkáně [185]. Teorie mechanostatu je založena celkem na čtyřech hlavních bodech: 1) Adaptace kostní tkáně je řízená. K odezvě systému dojde tehdy, pokud deformace přesáhne určitou hranici či hranice. 2) Hranice definují čtyři různá mechanická stádia, ve kterých dochází k adaptaci na biologické procesy. 3) Modelace a remodelace kostní tkáně se chová neuspořádaně. 4) V každém mechanickém stádiu je tvorba kostní tkáně řízená.

47


David Krpalek, 2016

Dle výše uvedených bodů hypotéz Mechanostat, modelace a remodelace kostní tkáně závisí na přetvoření. Stádia modelace a remodelace jsou rozdělena minimálním efektivním přetvořením (Minimally Effective Strain - MES). Každé z jednotlivých stádií je ovlivněno hormonálními a metabolickými faktory, kdy se mezi hormonální faktory řadí parathyroidní hormon zvyšující citlivost osteoblastů na mechanické vlivy. Mechanostat predikuje tři různé prahové stavy (MES), ve kterých dochází k resorpci kostní tkáně, jež formují nebo opraví kostní tkáň [185]. Tyto MES stavy definují celkem čtyři stádia remodelace, Obr. 8.8: 1) V případě, že namáhání je velmi malé, nedosahuje první hranice MES, remodelace aktivuje proces resorpce nepotřebné, nezatěžované kostní tkáně a dojde k jejímu úbytku. 2) Pokud namáhání překročí první hranici MES, avšak nepřesáhne druhou hranici MES, udržuje se kostní tkáň v rovnováze. V tomto stádiu dochází k mírné resorpci tkáně, to však pouze z důvodu její obnovy, stará tkáň je odstraněna a nahrazena novou. V tomto stádiu se nachází kostní tkáň ve fyziologickém stavu. 3) Při překročení druhé hranice MES dojde k tvorbě nové kostní tkáně. V kosti dochází k mikro poškození, které vyvolá aktivaci osteoblastů. 4) Jestliže dojde ke zvýšení namáhání a překročení třetí hranice MES, dojde k patologickému přetěžování kostní tkáně, která na tento stav reaguje rapidním růstem hmoty. Když zatížení dosáhne velikosti, při které dochází k poškození vnitřní struktury, remodelace aktivuje proces opravy zničené tkáně. Při enormním překročení MES dochází k velkému porušení, ke vzniku trhliny s následkem lomu. Hraniční hodnoty přetvoření nejsou přesně určené, avšak jednotlivé hraniční hodnoty byly přibližně určeny ve studiích [139] a potvrzeny v rámci experimentálního pozorování [137, 138, 140, 141, 142, 143]. Jednotlivé hodnoty MES jsou zobrazeny na Obr. 8.8.

Obr. 8.6 Frostova teorie, hraniční hodnoty přetvoření při různých stavech zatížení [187, 136, 137, 138, 186, 193]

48


David Krpalek, 2016

8.4.1. Výpočtové modelování modelace a remodelace kostní tkáně Velké množství prací zabývajících se řešením modelace a remodelace kostní tkáně metodou konečných prvků [144, 145, 146, 149, 151, 152, 154, 155] využívá následující obecné matematické rovnice popisující přestavbu kosti v čase: 𝑑𝑏 = 𝐴(𝑆 − 𝑆𝑟𝑒𝑓) 𝑑𝑡 𝑆 = 𝑆𝑟𝑒𝑓 →

𝑑𝑏 =0 𝑑𝑡

(10) (11)

kde b je materiálová charakteristika, která může představovat hustotu, hmotnost, topologii či tvar. Konstanta A udává rychlost změny materiálové charakteristiky b v čase t. Písmeno S vyjadřuje sledovanou mechanickou veličinu napětí, přetvoření, deformační energie a Sref je referenční mechanická hodnota. Pokud se z rovnice (10) vyjádří sledovaná mechanická veličina S, vznikne rovnice (11) pro rovnovážný stav, ve kterém nedochází ke změně kostní tkáně. Dojde-li ke stavu, kdy mechanická veličina S je menší než Sref, hodnota remodelace tkáně je záporná a dojde k jejímu úbytku. V opačném případě, pokud je hodnota remodelace tkáně kladná, dochází k jejímu přírůstku [155]. Pro referenční mechanickou hodnotu Sref byly za pomoci studií určeny referenční hodnoty přetvoření [144], deformační energie [144, 145, 146], dále také hodnoty napětí pro deformaci tkáně s následkem lomu [148, 125, 149], při každodenním zatěžování [150, 151, 152] a různým efektivním napětí [153]. Tato dizertační práce je především zaměřena na biomechanickou studii ruky ve fyziologickém stavu a ve stavu se zavedenou totální náhradou. Dostupná literatura obsahuje mnoho experimentálních studií na remodelaci kostní tkáně [121, 123, 124, 127, 128, 129, 130], avšak je poměrně málo studií zaměřených na výpočtové modelování remodelace kostní tkáně [145, 147, 150, 153]. Jedna z významných prací v oblasti zubních implantátu byla provedena také na ústavu mechaniky těles, mechatroniky a biomechaniky (ÚMTMB) na Vysokém učení technickém v Brně v dizertační práci, jejímž autorem byl Ing. Petr Marcián, Ph.D. [187].

49


David Krpalek, 2016

8.5. Struktura chrupavky Chrupavka je tvořena buňkami zvanými chondrocyty, které jsou obsažené v mezibuněčné hmotě obsahující kolagenní nebo elastická vlákna. Chrupavka neobsahuje nervy ani cévy, avšak mají schopnost regenerace [170]. Podle typu mezibuněčné hmoty se chrupavka rozlišuje na hyalinní, elastickou a vazivovou chrupavkou. Kloubní chrupavka, která je tvořena z hyalinní chrupavky, je hladká, tvrdá, průhledná a napomáhá pohybu kloubů. Pokrývá konce kostí, kopíruje jejich tvar [171] a není rovnoměrně silná. Její tloušťka je silnější v místech s větším namáhání a u menších kloubů se tloušťka pohybuje kolem 1 mm [46]. Kloubní chrupavka se skládá ze 4 vrstev [166]. První vrstva (synoviální), nacházející se na povrchu, obsahuje chondrocyty uložené mezi kolagenními vlákny orientované rovnoběžně s kloubním povrchem. Synoviální vrstvy produkují viskózní tekutinu, která snižuje tření kloubních ploch a zvyšuje přilnavost jednotlivých částí [47]. Druhou vrstvu tvoří kolagenní vlákna s mezibuněčnou hmotou zakotvenou do kortikální kosti. Kolagenní vlákna brání vysoké koncentraci napětí a dokáží rozložit více než 90% tlakového zatížení [47]. Přítomnost chondroitin sulfátu zapříčiňuje schopnost obnovit svůj původní tvar kolagenních vláken [47]. Třetí vrstva obsahuje kulovité buňky orientované do sloupců, jež produkují mezibuněčnou hmotu, a čtvrtá vrstva sousedí s kostí. Poslední vrstva chrupavky prochází v průběhu života největšími změnami a ve stáří dochází k její kalcifikaci a ztenčení přibližně o polovinu [162].

Obr. 8.7: Vrstvy kloubní chrupavky [172]

Při zatížení v tlaku mění chrupavka svůj objem a z pórovité matrice vytéká synoviální tekutina [176]. Při odpočinku naopak absorbuje tekutinu, čímž dochází k regeneraci. V první fázi zatížení se chrupavka chová viskózně a následně dochází namáhání vláknité matrice. Vzhledem k viskoelastickým vlastnostem lze u chrupavky sledovat zpevnění a zvýšení tuhosti při rychlém zatížení [198]. Tloušťka chrupavky se pohybuje v rozmezí 0.15 – 1.5 mm [87] a součinitel tření, který je ovlivněn přítomností synoviální kapaliny, se pohybuje v rozmezí 0.005-0.04 mm [189].

8.5.1. Hyperelastický model materiálu chrupavky Jak již bylo zmíněno výše, kloubní chrupavka plní funkci přenosu zatížení mezi jednotlivými kostmi a pohybu. Model chrupavky lze vytvořit několika způsoby. Jednou z prvně používaných modelů, bylo užití transverzálně izotopického modelu. Tento model postupně vědečtí pracovníci začali nahrazovat lineárně elastickým modelem. Vzhledem k vlastnostem chrupavky je vhodné

50


David Krpalek, 2016

její model vyjádřit nehomogenním anizotropním modelem. Tento model, lze popsat následujícími konstitutivními modely: Mooney-Rivlinův konstitutivní model: 𝑊 = 𝐶10 (𝐼1 − 3) + 𝐶01 (𝐼2 − 3)

(12)

Neo-Hookeův konstitutivní model: 𝑊 = 𝐶10 (𝐼1 − 3)

(13)

Ogdenův konstitutivní model: 𝑛

𝑊=∑ 𝑖=1

𝜇𝑖 𝛼𝑖 𝛼 𝛼 (𝜆 + 𝜆2 𝑖 + 𝜆3 𝑖 − 3) 𝛼𝑖 1

(14)

Yeohův konstitutivní model: 𝑁 𝑖

(15)

𝑊 = ∑ 𝐶𝑖0 (𝐼1 − 3) 𝑖=1

Kde Cij jsou empirický zjištěné materiálové charakteristiky korespondující s Youngovým modulem v lineárním modelu a Ii jsou modifikované invarianty Chauchy-Greenova tenzoru přetvoření. U Ogdenova modelu 𝜆𝑖 jsou hlavní napětí, 𝜇𝑖 , 𝛼𝑖 konstanty materiálů a N počet členů ve funkci. V předložené práci je použit dvou parametrický Mooney-Rivlinův konstitutivní model materiálu, který je hyperelastický. Je určen materiálovými charakteristikami C10 a C01 [MPa]. Tento model byl použit v mnoha pracích zabývajícími se deformačně napěťovou analýzou, jak zápěstí [39, 41], tak studií zaměřených na jiné klouby v lidském těle [80, 82, 188]. Na základě rešeršních studií budou použity materiálové hodnoty C10=4.10 MPa a C01 =0.41 MPa, které jsou převzaty ze studie zaměřené na biomechanickou reakci pánve při dopadu (2007) [79], [83].

8.6. Struktura vazu Vaz je pojivová tkáň, která vzájemně udržuje kosti na svém místě. Je tvořen fibroblasty, což jsou kolagenní a elastická vlákna a amorfní mezibuněčná hmota. Jednotlivé kosti v zápěstí jsou spojeny přilehajícími kloubními plochami a vazy, které jsou pro stabilitu a pohyblivost v kloubu podstatné [164]. Vazy se dělí na interosseální a kapsulární. Mezi interosseální vazy patří krátké mezikostní vazy, spojující kosti obou karpálních řad mezi sebou navzájem. Mezi vazy kapsulární patří povrchnější vrstva, jenž zesiluje kloubní pouzdro na straně palmární a dorzální [165, 167]. Hlavní vazy (caput ossis capitati) jdou od radia a ulny šikmo přes střed carpusu a nachází se na dorsální a palmární straně carpusu. Další vazy vedou paprskovitě od středu carpusu k okolním kostem a krátký vaz zesiluje skloubení sousedních kostí [173, 174, 167]. Mezi další vazy ruky patří: radiocarpale palmare et dosale – dva vazy pobírají hlavní zatížení a drží karpální kůstky proti mediální dislokaci; ulnocarpale palamre a dorsale – jdou přes střed carpusu; carpi radiatum – na palmární straně; intercarpalia, dorsalia, palmaria et intersissea jež spojují všechny sousední karpální kůstky; collateralia carpi, radiale et ulnare lemující okraje karpu [173]. Zápěstí je držen v obloukovitém postavení mezi eminentia carpi radialis et ulnaris. Mezi ním je rozepjat vaz reti-

51


David Krpalek, 2016

naculum flexorum, pod nímž se nachází průchod do dlaně canalis carpi. Struktura vazu je znázorněna na Obr. 8.8.

Obr. 8.8: Struktura vazu

Fyziologické vazy lze popsat nelineárním viskoelastickým modelem. Vazy jsou flexibilní, což umožnuje přirozený pohyb svázaných kostí. Taktéž jsou silné, odolné vůči protažení v závislosti na působení sil a jsou uzpůsobeny přenášet tahová namáhání. Nadměrné přetížení vede k poranění, jehož stupeň je ovlivněn rychlostí a silou [178]. Deformačně napěťová křivka vazu (Obr. 8.9) se dělí na několik oblastí, které charakterizují chování tkáně [178]. První oblast je výsledkem narovnání kolagenních vláken. Kolagenní vlákna se narovnají v této oblasti a následně ztrácejí svou pružnost [88, 89]. Narovnání vláken je způsobeno vnitřním fibrilárním prokluzem [90]. S pokračujícím zatížením roste tuhost tkáně až do třetí oblasti, kdy dojde k přetržení krajních vláken. Zatížení je následně přerozděleno na zbývající vlákna a dochází k postupnému šíření trhliny až k přetržení vazu [177, 199]. Později bylo zjištěno, že elastická vlákna se prodlouží až o 150% a dosahují meze pevnosti přibližně 3 MPa. Kolagenní vlákna jsou heterogenní, jejich maximální protažení se pohybuje v rozmezí 4-10% a pevností kolem 50–100 MPa [84, 85, 86].

Obr. 8.9: Deformačně napěťová křivka kosterního vazu s rovnoběžnými vlákny [177, 199]

52


David Krpalek, 2016

Na základě deformačně napěťových analýz vazů v zápěstí bylo zjištěno, že tuhost jednotlivých vazů se v zápěstní liší a hodnota tuhosti se pohybuje v rozmezí 50 – 350 N/mm [91, 190, 93, 86, 94]. Výpis podstatných vazů a daných tuhostmi je uveden v Tab. 8.2. Tab. 8.2: Materiálové charakteristiky vazů Ozn. L1 L2 L3 L4 L5 L6 L7 L8 L9 L10 L11 L12 L13 L14 L15 L16 L17 L18 L19 L20 L21 L22 L23 L24 L25 L26 L27 L28 L29 L30 L31 L32 L33 L34 L35 L36 L37 L38 L39 L40 L41 L42 L43 L44 L45 L46

Spojení I. metakarp I. metakarp I. metakarp I. metakarp I. metakarp II. metakarp II. metakarp II. metakarp lateral II. metakarp medial II. metakarp medial II. metakarp II. metakarp III. metakarp III. metakarp III. metakarp medial III. metakarp lateral III. metakarp III. metakarp III. metakarp IV. metakarp IV. metakarp IV. metakarp IV. metakarp IV. metakarp V. metakarp V. metakarp V. metakarp Kost hákovitá Kost hákovitá Kost hákovitá Kost hákovitá Kost hákovitá Kost hlavatá Kost hlavatá Kost hlavatá Kost hlavatá Kost hlavatá Kost hlavatá Kost hlavatá Kost člunkovitá Kost člunkovitá Kost člunkovitá Kost člunkovitá Kost trojhranná Kost trojhranná Kost trojhranná

II. metakarp II. metakarp Kost člunkovitá Kost člunkovitá Kost člunkovitá III. metakarp III. metakarp Kost mnohohranná menší Kost mnohohranná menší Kost člunkovitá Kost člunkovitá Kost hlavatá IV. metakarp IV. metakarp Kost hlavatá Kost hlavatá Kost hlavatá Kost hákovitá Kost člunkovitá V. metakarp V. metakarp Kost hákovitá Kost hlavatá Kost hlavatá Kost hákovitá Kost hákovitá Kost hrášková Kost hlavatá Kost hrášková Kost trojhranná Kost poloměsíčitá Kost hlavatá Kost mnohohranná menší Kost člunkovitá Kost poloměsíčitá Kost člunkovitá Radius Kost trojhranná Kost člunkovitá Kost trojhranná Kost člunkovitá Kost mnohohranná menší Kost člunkovitá Kost poloměsíčitá Kost poloměsíčitá medial Kost člunkovitá

Anatomická rovina Dorzální Palmarní Palmarní Medial Dorzální Dorzální Palmarní Dorzální Palmarní Dorzální Palmarní Palmarní Dorzální Palmarní Dorzální Dorzální Palmarní Palmarní Palmarní Dorzální Palmarní Dorzální Dorzální Palmarní Dorzální Palmarní Palmarní Palmarní Palmarní Dorzální Dorzální Dorzální Dorzální Dorzální Dorzální Palmarní Palmarní Palmarní Ulnarní Dorzální Dorzální Dorzální Palmarní Dorzální Palmarní Dorzální

Tuhost [N/mm] 100 100 24 78 100 100 100 100 50 48 57 100 100 100 300 300 100 100 88 100 100 300 300 100 300 100 100 325 100 300 150 325 300 150 150 40 50 40 300 128 150 110 150 350 350 128

Zdroj [91] [91] [190] [190] [190] [190] [91] [190] [190] [190] [190] [190] [91] [190] [190] [190] [190] [190] [190] [93] [190] [190] [190] [93] [93] [190] [190] [93] [86] [93] [93] [94] [190] [94] [93] [93] [93] -

53


Ozn. L47 L48 L49 L50 L51 L52 L53 L54 L55 L56 L57 L58 L59 L60 L61 L62 L63 L64 L65 L66 L67 L68

54

David Krpalek, 2016

Spojení Kost trojhranná Kost trojhranná Kost trojhranná Kost trojhranná Kost trojhranná Kost člunkovitá Kost člunkovitá Kost člunkovitá Kost poloměsíčitá Kost poloměsíčitá Kost poloměsíčitá Kost poloměsíčitá Radius Radius Ulna Kost člunkovitá Kost člunkovitá Kost poloměsíčitá II. metakarp medial II. metakarp medial III. metakarp Trapezium

Radius Radius Ulna Ulna Kost hrášková Kost poloměsíčitá Radius Radius, Kost poloměsíčitá Radius Radius Ulna Kost hrášková Ulna Ulna Kost hrášková Radius + Kost poloměsíčitá Radius + Kost poloměsíčitá Radius Kost člunkovitá Kost člunkovitá Kost člunkovitá Kost člunkovitá

Anatomická rovina Dorzální Palmarní ulnarní ulnarní Palmarní Dorzální ulnarní Palmarní Palmarní Palmarní Palmarní Palmarní Dorzální Palmarní Palmarní Palmarní Palmarní Palmarní Dorzální Dorzální Dorzální Palmarní

Tuhost [N/mm] 27 27 100 40 100 230 10 50 75 75 40 100 50 50 100 50 50 75 48 48 48 150

Zdroj [86] [190] [93] [93] [86] [86] [93] [93] [190] [190] [190] [86] [190] [190] [190] [93]


David Krpalek, 2016

9. Kinematika zápěstí Zápěstí je extrémně pohyblivý orgán. Mechanismus je dán kombinací geometrie karpálních kostí a vzájemného vazivového spojení [48]. Pohyby zápěstí lze rozdělit do tří skupin: flexe-extenze, radio-ulnární dukce a předloketní pronace-supinace [49]. Flexe a extenze ruky se realizuje mezi radiem, kostí poloměsíčitou a hlavatou. Při flexi rotuje kost poloměsíčitá a kost hlavatá volárně a kost poloměsíčitá se k tomu posouvá dorzálně. Při extenzi ruky je tomu naopak (Obr. 9.1). Radiální a ulnární dukce ruky probíhá z hlediska skeletu ruky tak, že při radiální dukci se proximální řada carpusu posouvá ulnárně a distální řada radiálně. Při ulnární dukci je tomu opět naopak (Obr. 9.2) [50, 167].

Obr. 9.1: Flexe a extenze ruky [164]

Obr. 9.2: Radiální (abduce) a ulnární dukce ruky [164]

Pronace je pohyb, při kterém radius rotuje kolem ulny. Při plné pronaci ruky dochází u radia a ulny k překřížení. V průběhu pronace spiralizují interosseální membrány. Rozsah pronace je závislý na spoluúčasti loketního a ramenního kloubu a pohybu lopatky. Při flexi loktu je rozsah pronace přibližně 150° a při spoluúčasti zmíněných kloubů dosahuje až 360° (Obr. 9.3) [167].

Obr. 9.3: Supinace a pronace ruky [164]

Předloketní supinaci charakterizuje návrat vřetenní kosti do paralelního postavení s ulnou. Supinace je pohyb stavící horní končetinu do pozice určené k manipulaci s objekty. Ulna není při pronaci a supinaci stacionární. Distální konec ulny se pohybuje mediálně dopředu při supinaci a laterálně dozadu při pronaci. Pohyb ruky se při obou pohybech zvětšuje v případě flexe loktu (Obr. 9.3) [167].

55


David Krpalek, 2016 Tab. 9.1: Rozsah pohybů zápěstí

Pohyb ruky Flexe extenze Radio ulnární dukce Předloketní pronace-supinace

Rozsahu pohybu Flexe 65° - 80° Extenze 55° - 75° Radiální dukce 15° - 25° Ulnární dukce 30° - 45° Pronace 60° - 80° Supinace 60° - 85°

Zdroj [51] [51] [50] [52] [51] [51]

Pro představu natočení a posuvu jednotlivých karpálních kůstek jsou níže obrázky zápěstí v různých polohách (Obr. 9.4 a Obr. 9.5), které vznikly na základě in vivo studie a následného zpracování do 3D modelu [95]. Obr. 9.4 představuje radiálně ulnární deviaci a při obráceném pohybu radiálně ulnární extenzi karpálních kůstek. Obr. 9.5 zachycuje flexi a následnou extenzi karpálních kůstek.

Obr. 9.4: Radiálně ulnární deviace a extenze karpálních kůstek [95]

Obr. 9.5: Flexe extenze karpálních kůstek [95]

Při kombinaci všech tří pohybů zvaných kroužení (cirkumdukce) je úhel flexe-extenze o 17% nižší a radio-ulnární deviace o 11% oproti rovinnému pohybu [49]. K této kombinaci pohybů dochází na základě tzn. dvojitého-V systému tvořeného ulno-lunátním, radio-lunátním a palmárním interkarpálním vazem a spojením s radiální deviací zápěstí (Obr. 9.6), v neutrální poloze (Obr. 9.7) a ulnární deviaci (Obr. 9.8) [178, 179].

Obr. 9.6 Radiální deviace [96, 179]

56

Obr. 9.7 Neutrální pozice [96, 179]

Obr. 9.8 Ulnární deviace [96, 179]


10.

David Krpalek, 2016

Totální náhrada zápěstí

V šedesátých letech dvacátého století začaly vznikat první návrhy totálních náhrad zápěstí, na které navázaly prototypy a prototypové zkoušky na kadeverech [15,1,4]. První implantaci totální náhrady zápěstí provedl roku 1980 německý chirurg Glück a tím obnovil pacientovi funkci ruky. Koncem dvacátého století již existovalo 10 typů totálních náhrad, které se běžně zaváděly do poškozených zápěstí. Mezi významné výrobce dnes patří INTEGRA LifeSciences [218], Swemac [219], Wright Medical Technology [220] a Small bone inovation [221]. Současným trendem vývoje zápěstních implantátů je kromě hledání nových materiálů a prohlubování znalostí o kinematice zápěstí, také snaha o co největší přiblížení pohyblivosti implantátů fyziologickému stavu. Totální náhrada je cizí těleso složené nejčastěji ze dvou komponent, které jsou zavedené do kostní tkáně. Vzájemná pohyblivost komponent zápěstí je nejčastěji zajištěna sférickým kloubem.

10.1. Popis totální náhrady Totální náhrada je složena ze dvou hlavních komponent. Radiální komponenta má tvar písmene Y a je zakončena hlavou se sférickou elipsoidní plochou. Karpální komponenta se dělí na dvě části. První část tvoří úzký dřík zakončený distální destičkou se dvěma otvory s vnitřní kulovitou plochou. Do těchto otvorů se vkládají šrouby různé délky, které se fixují distální destičku do proximální řady karpálních kůstek. Druhá část je vyrobena z polyetylénu vejcovitého tvaru určující rozsah natočení zápěstí a je nasazena na karpální komponentu. Povrch obou komponent je pokryt porézním titanem pro zlepšení oseointegrace.

Obr. 10.1 ReMotion™ Total Wrist Implant System [218]

10.2. Totální náhrada ReMotion Total Wrist System Počátek totálního náhrady ReMotion™ předcházela první a druhá generace implantátu Universal. První generace totálního implantátu Universal, navržená Menomem [26], byla navržena na základě dlouhodobých studií, které u předchozích konstrukcí implantátů vedly k jejich selhání. Radiální a karpální komponenty jsou vyrobeny z titanové slitny. Konkávní toroidní kloubní plocha radiální komponenty svírala úhel 20° podobně jako kloubní plocha radia (Obr. 10.2 - A). Tato plocha je dostatečně hluboká, pro zajištění stability, při běžném zatížení ruky. Dřík radiální komponenty měl tvar písmene Y a na obou stranách byla porézní kvůli oseointegraci kostní tkáně. Karpální komponenta má vejčitý tvar. V karpální destičce (Obr. 10.2 - B, C)

57


David Krpalek, 2016

jsou tři otvory. Do centrálního otvoru je vložen šroub o průměru 6.5mm a délce 35mm a upevněn do spongiózní kostní tkáně. Postranní otvory o průměru 4.5mm slouží pro dodatečnou fixaci. Konvexní polyethylenová komponenta (Obr. 10.2 – D) je vložena do karpální destičky a zajištěna pomocí zajišťovacího čepu.

Obr. 10.2 Universal Total Wrist Implant první generace [26] A-Radiální komponenta, B,C-Karpální komponenta, D-Polyethylenová složka

Hodnocení tohoto implantátu po prvních aplikacích byly velmi příznivé. Pacientům se obnovila pohyblivost v dostatečné míře a nedocházelo uvolňování komponent [27]. Avšak dlouhodobá studie, kdy bylo sledováno celkem 15 pacientů s aplikovanou totální náhradou po dobu pěti let, prokázala pravý opak. Ve 45% případů došlo k selhání, jehož nejčastějším důvodem bylo právě uvolnění karpální komponenty [109]. Pozdější studie komponent vyrobených z polyetylénu prokázaly, že elipsoidní plocha zajistí lepší stabilitu a způsobuje menší opotřebení [29]. Tato práce přivedla Adamse [27] k vytvoření druhé generace totální náhrady Universal 2™ s elipsoidní pohyblivou plochou polyethylenové komponenty, ve snaze snížit nestabilitu a opotřebení. Na karpální a radiální komponenty byl nanesen porézní titan, odstraňující nutnost použití kostního cementu a k distální destičce karpální komponenty byly přidány šrouby. Nová konstrukce radiální komponenty umožnila zachovat hlavu ulnární kosti (u první generaci bylo nutno hlavu ulnární kosti odstranit). V současnosti je tento typ implantátu vyráběn v různých variantách, lišícími se pouze drobnými konstrukčními změnami a to od společností Integra (Obr. 10.3) a SBi (Obr. 10.4).

58


Obr. 10.3 Integra® Universal 2™ Wrist Replacement [218]

David Krpalek, 2016

Obr. 10.4 Re-Motion™ Total Wrist [221]

V předložené práci je provedena deformačně napěťové analýza totální náhrady Re-Motion™ Total Wrist. Totální náhrada Re-Motion je anatomicky tvarovaný implantát, který vyžaduje minimální resekci distálního radia. Polyethylenová elipsoidní komponenta je zajištěna v radiální komponentě, což dovoluje o 10° větší natočení vzhledem k Universal 2 totální náhradě [110]. Touto konstrukcí došlo ke snížení namáhání distální komponenty a současně k zachování maximálního možného rozsahu flexe ruky. Re-Motion implantát se vyrábí v levém a pravém provedení a v geometricky odstupňovaných velikostech. Totální náhrada se skládá ze dvou hlavních komponent, radiální a karpální, z čehož karpální se dělí na polyetylenovou komponentu a karpální komponentu [221]. Radiální komponenta (Obr. 10.5) je navržena tak, aby elipsoidní kontaktní plocha byla co nejblíže kloubní ploše fyziologické radia, dále zachovává obvodový okraj distálního radia s důležitými vazivovými a měkkými tkáněmi. Tato konstrukce vyžaduje jeho minimální resekci [221].

Obr. 10.5 Re-Motion™ Total Wrist: Radiální komponenta [222]

Karpální komponenta je tvořena deskou o co nejmenší tloušťce minimalizujícím resekci a zároveň nezasazujícím do funkce šlach extenzoru. Je tvořena centrálním dříkem, jenž se vkládá do kosti hlavaté (Obr. 10.6) a dvěma otvory, skrze ně vedou šrouby (Obr. 10.7) do kosti mnohohranné a kosti hákovité [221].

59


Obr. 10.6 Re-Motion™ Total Wrist: Karpální komonenta [222]

David Krpalek, 2016

Obr. 10.7 Re-Motion™ Total Wrist: Šroub [222]

Polyetylenová karpální komponenta působí jako vsazený segment, který spoje jak radiální komponentou, tak karpální komponentu. Primární pohyb probíhá s radiální komponentou. Tento pohyb je elipsoidní, v koronální a sagitální rovině, přičemž umožňuje flexi-extenzi a radio-ulnární deviaci (Obr. 10.8). Na konvexní plochu působí ulno-volárním namáhání, které mohou způsobovat nadměrné opotřebená implantátu [221].

Obr. 10.8 Re-Motion™ Total Wrist: Primární pohyb [222]

K sekundárnímu pohybu dochází u karpální komponenty. Tento pohyb je tvořen otáčením kolem osy podélné s osou třetího metakarpu (Obr. 10.9). Tento pohyb přesouvá rotační namáhání z rozhraní implantát-kost, které často vedou k uvolnění oseointegrovaného dříku a následnému selhání implantátu [221].

Obr. 10.9 Re-Motion™ Total Wrist: Sekundární pohyb [222]

60


David Krpalek, 2016

10.3. Materiály implantátů Na používané materiály v oblasti implantátu jsou kladeny velmi vysoké nároky. Materiál musí být v lidském těle biokompatibilní pro okolní tkáň a organismus, a dostatečně pevný. Nevhodné materiály mohou být nebezpečné. Velmi malé částice se mohou v lidském těle uvolňovat a následkem toho cestovat v oběhovém systému těla a usazovat se v orgánech jako jsou srdce, plíce či slezina. Hlavní komponenty totální náhrady Re-Motion jsou vyrobeny z kobalt-chrom-molybdenové slitiny a polyetylenu, což jsou dva nejčastěji používané materiály pro implantáty. Kombinace těchto dvou materiálů, spolu s geometrií implantátu, snižuje tření v pohyblivých plochách kloubů a zároveň snižuje opotřebení [29, 180]. Radiální komponenta spolu s karpální destičkou a šrouby jsou vyrobeny z kobalt-chrom-molybdenové slitiny (CoCrMo). Povrch radiální komponenty a karpální destičky jsou dodatečně potažen plazmovým povlakem pro podporu oseointerace. Polyethylenová část karpální komponenty je vyrobena z ultra vysokomolekulárního polyetylénu (UHMWPe) [221].

10.3.1. Kobalt-chrom-molybdenová slitina (CoCrMo) Slitina na bázi CoCrMo se používá při výrobě, zejména kvůli své pevnosti, odolnosti vůči opotřebení a biokompatibilitě. Tyto slitiny se dělí do dvou skupin a to podle obsahu uhlíku:  

odlévaná - s nízkým obsahem uhlíku na odlitky, tvářená - s vysokým obsahem uhlíku.

Každý typ se vyznačuje rozdílnou mikrostrukturou a vlastnostmi. Pro geometricky složitější tvary implantátů, mezi které se řadí kyčelní endoprotéza či radiální komponenta Re-Motion implantátu, se používají odlitky. Naopak, pro obrobitelné části implantátů, se využívají tvrdší kované slitiny s vysokým obsahem uhlíku. Kobaltové slitiny, určené pro implantáty, mají vyšší pevnost v tlaku a odolnost vůči korozi a jsou biokompatibilní. Mechanické vlastnosti jsou podmíněny technologií výroby [192, 111, 112]. Materiálové charakteristiky CoCrMo slitiny jsou uvedeny v Tab. 10.1. Tab. 10.1 Materiálové charakteristiky CoCrMo slitiny [181]

Hustota Youngův modul Mez kluzu Mez pevnosti Poissonovo číslo

Hodnota 8270 – 8320 241 517 - 857 864-1280 0.3

Jednotka [kg/m3] [GPa] [MPa] [MPa] [-]

Povrch implantátu bývá často potažen technicky čistým titanem, naneseným v ochranné atmosféře za vysokých teplot (20 000°C), kdy se titanová zrna přivaří k povrchu implantátu. Bylo prokázáno, že tento povrch má rozhodující vliv na oseointegraci protože k implantátu s hrubým povrchem přiroste kost tkáň dříve než k implantátu s hladkým povrchem [187]. Technicky čistý titan má špatné mechanické vlastnosti, ale výbornou biokompatibilitu.

61


David Krpalek, 2016

10.3.2. Ultra vysokomolekulární polyethylen (UHMWPe) Ultra vysokomolekulární polyetylen (Ultra-High Molecular Weight Polyethylene - UHMWPe) je druh polymeru, který se již řadu let využívá pro výrobu kloubních komponent implantátů. Byl vynalezen v USA v padesátých letech firmou Philips-Standart-Oil [183]. UHMWPe vykazuje, díky pravidelné struktuře, vhodné mechanické vlastnosti a velmi dobře se zpracovává. UHMWPe má malou nasákavost, zvýšenou odolností vůči otěru a je biokompatibilní. Polymerová komponenta patří mezi nejvíce zatěžovanou část kloubních náhrad a životnost je tedy určena její kvalitou a namáháním. Vykazuje dostatečně vysokou mez kluzu (21 - 28 MPa [182]), malou plastickou oblast a nízkou lomovou houževnatost. Dále, u tohoto typu materiálu dochází k otěru a jeho následného uvolňování částic materiálu do lidského organismu. Mezi výrobci UHMWPe se řadí společnost MediTECH či Beznoska. Odolnost UHMWPe vůči otěru lze zvýšit modifikací struktury síťováním. Jedná se o metodu, kdy při interakci UHMWPe s ionizujícím zářením, za vhodně nastavených podmínek, dochází ke sjednocení polymerní sítě. Při nevhodně nastavených podmínkách naopak dochází ke štěpení polymerních řetězců, což vlastnosti výrazně snižuje. Proces se sestává ze tří kroků a to z ozáření polymeru, tepelné úpravy a závěrečné sterilizace při teplotách blížících se bodu tání (140°C) [113]. Materiálové charakteristiky UHMWPe jsou uvedeny v Tab. 10.2. Tab. 10.2 Materiálové charakteristiky UHMWPe [182]

Hustota Youngův modul Mez kluzu Mez pevnosti Poissonovo číslo

Hodnota 927 – 939 0,8 – 1,6 21 - 28 39 - 48 0.4

Jednotka [kg/m3] [GPa] [MPa] [MPa] [-]

10.4. Zavedení totální náhrady Zavedení totální náhrady do zápěstí je velmi obtížná operace. Jedná se o operaci prováděnou v celkové anestezii a zavedení implantátu vyžaduje použití speciálních nástrojů, dodaných výrobcem implantátu. Při operaci je nezbytné, aby operatér byl extrémně obezřetný a nedocházelo k přehřívání okolní živé tkáně vlivem tření. Uvádí se, že při zvýšení teploty nad 40°C, kostní buňky odumírají, pokud jsou po dobu jedné hodiny vystaveny této teplotě [116, 187]. Předoperační vyšetření se skládá z RTG, kde se určí stav zápěstí, kostní tkáně a za pomoci šablony se určí vhodná velikost implantátu s následným operačním postupem. Samotná implantace se skládá ze dvou částí: implantace radiální komponenty a implantace karpální komponenty, které jsou po každém úkonu kontrolovány RTG, pro zajištění polohy implantátu. Operační řez je veden z dorzální strany od báze II. metakarpu, proximálně ve střední ose zápěstí. Po preparaci kůže a souvisejících měkkých tkání (šlach a kloubního pouzdra) dojde k obnažení skeletu. Za pomoci upevněného nástroje (PGT Guide) na radiální kosti a srovnání rovnoběžnosti s třetím metakarpem, dojde k samotné resekci proximální řady karpálních kůstek (kosti poloměsíčité, trojhranné, proximální části člunkové, hlavy kosti hlavaté a hákovité) s použitím vibrační pilky (Obr. 10.10). Tímto se uvolní prostor u radia a za pomoci nástroje (PGT Radial Burr), se provede odstranění chrupavky a vytvoří se plocha pro umístění radiální komponenty implantátu (Obr. 10.11). Následně se vrtákem vytvoří v ose radia otvor, který se rašplí upraví pro radiální

62


David Krpalek, 2016

komponentu (Obr. 10.12). Radiální komponenta se v tuto chvíli nezavádí, z důvodu zachování prostoru pro potřebné práce v karpálních kůstkách [221]. Vibrační pilka Speciální nástroj

Separované měkké tkáně

Obr. 10.10 Odřezání proximální řady karpálních kůstek [221]

Obr. 10.11 Vyfrézování plochy na radia [221]

Obr. 10.12 Zavedení radiální komponenty do radia [221]

Karpální komponenta se na místo zavádí za pomocí nástroje PGT Carpal Template, který je při zavádění v ose třetího metakarpu. Po vyvrtání otvoru se umístí karpální destička s dříkem a nachystají se dva otvory a to do distální části kosti člunkové a kosti mnohohranné větší na radiální straně, určené pro zajišťovací šrouby [221]. Na závěr se zavede radiální komponenta (Obr. 10.13) a dojde k zašroubování šroubů na karpální skrze karpální komponentu do karpu (Obr. 10.14) a vloží se polyethylenová komponenta (Obr. 10.15) [221].

Obr. 10.13 Zavedení karpální komponenty [221]

Obr. 10.14 Zašroubování zajišťovacích šroubů v karpální komponentě [221]

Obr. 10.15 Zavedení polyethylenové části v karpální komponentě [221]

Po dokončení operace, je zápěstí znehybněno v extenzi 25-30°. Z důvodu zajištění úplného vrůstání kosti do implantátu, je ruka ponechána 6-8 týdnů v dlaze, po čemž je možné začít s rehabilitací. Délka ponechání dlahy se odvíjí od stavu kostní tkáně; osteoporózy. Rehabilitace pokračuje až do doby, kdy je pacient schopen dosáhnout přibližně 40° při flexi a extenzi zápěstí oproti neutrální pozici. Studie ukázaly, že tento rozsah je dostatečný pro 80% každodenních činností [221].

63


64

David Krpalek, 2016


11.

David Krpalek, 2016

Metoda řešení

Součástí předložené práce je deformačně napěťová analýza fyziologického zápěstí a zápěstí s totální náhradou. Řešení deformace a napětí zápěstí je experimentálně téměř neproveditelné, proto řešení deformace a napětí bylo provedeno výpočtovým modelováním, numericky, pomocí MKP. MKP založená na Lagrangeově variačním principu, kdy je těleso v rovnováze, jestliže celková potenciální energie deformace soustavy je minimální. Tuto numerickou metodu v současnosti využívá řada komerčních výpočtových systémů (ANSYS [201], MSC Nastran [202], ABAQUS [200], ADAMS [204], Patran [203]) i open-source systémů (Cast3D [205], MOOSE Framework [206], OpenSees [207]), lišících se uživatelským prostředím, způsobem řešených problémů, možností post-processingu a zaměřením na specifické problémy. Vzhledem k tomu, že na ÚMTMB je nejvíce rozšířeným komerčním výpočetním systém ANSYS, jenž umožňuje řešit rozsáhlé mechanické a biomechanické problémy, ke kterým lze zařadit i tuto práci, načež byl zvolen k jejímu řešení.

65


66

David Krpalek, 2016


12.

David Krpalek, 2016

Výpočtový model

Výpočtový model se skládá ze čtyř dílčích modelů: model geometrie, model materiálu, model vazeb a model zatížení. V následujících kapitolách jsou tyto dílčí modely postupně popsány, jak pro výpočtový model fyziologického zápěstí, tak pro výpočtový model zápěstí se zavedenou totální náhradou.

12.1. Výpočtový model fyziologického zápěstí 12.1.1. Model geometrie V současné době existuje několik metod umožňující získat data pro tvorbu trojrozměrného modelu geometrie částí lidského těla, mezi které patří i zápěstí. Poměrně rozšířenou metodou je počítačová tomografie (CT – Computed Tomography), která umožnuje získat data z žijícího jedince k zobrazení orgánu lidského těla. Základem počítačové tomografie je rentgenové záření a jeho následné zpracování pomocí počítače. Část lidského těla je prozářena svazkem RTG paprsků o určité intenzitě záření. Při průchodu tkání dochází, v důsledku absorpce RTG záření, k útlumu intenzity RTG záření. Intenzita RTG záření prošlého snímanou části je na protilehlé straně snímána detektorem. Rozdíl vstupní a detekované intenzity RTG záření je útlum, který je závislý na hustotě tkáně ve snímané části těla. Nejvíce záření je absorbováno v kostech a nejméně v měkkých tkáních. Část lidského těla je v rovině prozářena svazkem RTG paprsků v několika směrech. Upravená detekovaná data tvoří vstup do softwarové části CT, která umožňuje obrazovou rekonstrukci tkání lidského těla v prozářené rovině (Obr. 12.1). Rekonstrukce je provedena diskrétně s využitím rastrové grafiky. Velikost rastru je 512x512. Políčko rastru, který má konstantní odstín šedi, se nazývá pixel. Uvedený postup se opakuje po posunutí objektu. Takto se získá soustava vzájemně posunutých řezů s obrazy tkání, jejichž následným zpracováním se obdrží diskrétní topologie orgánů snímané části lidského těla [187].

Obr. 12.1 Základní princip počítačové tomografie [187]

Data z počítačové tomografie jsou ukládána v mezinárodním univerzálním formátu DICOM (Digital Imaging and Communications in Medicine) [213], obsahující všechny nezbytné informace, jak o pacientovi, tak o snímku (velikost voxelu, polohu jednotlivých řezů, intenzita voxelu, atd.), které jsou nezbytné při tvorbě modelu geometrie [187]. Mezi další metody získání geometrie částí lidského těla patří Magnetická Rezonance (MR) či Ultrasonografie. Nicméně, tyto zmíněné metody nejsou vhodné pro získání trojrozměrného modelu zápěstí, a to z důvodů komplexnosti kloubu, rozlišovací úrovně a destruktivního zpracování.

67


David Krpalek, 2016

CT snímky zápěstí, délky 60mm (Obr. 12.5), byly pořízeny s rastrem 512x512 pixelů. Posuv snímané vrstvy byl nastaven na 0.5 mm a celkem bylo sejmuto 1150 snímků, které byly uloženy ve formátu DICOM.

12.1.1.1 Model geometrie kosti K vytvoření trojrozměrného modelu geometrie zápěstí, na základě dat získaných z počítačové tomografie, se využívá metody zpracování obrazu a segmentace spočívající ve výběru hraničních prvků [98]. Tuto metodu zpracování obrazu z CT snímků v současnosti využívá řada komerčních systémů (Materialise Mimics [208], 3D-Doctor [209] či Simpleware ScanIP [209]), lišících se uživatelským prostředím a zaměřením na měkké či tvrdé tkáně. Z důvodu nedostupnosti těchto softwarů vznikl na UMTMB software STL Model Creator [211] v programovém prostředí Matlab [212], který umožňuje DICOM snímky zpracovat, upravovat nastavením aproximace (vyhlazení objektů), výsledný objekt exportovat ve formátu STL a v ne poslední řadě provádět segmentaci pomocí různých metod [99].

Obr. 12.2 Příklady vytvořených modelů v STL Model Creator [211]

Metoda segmentace je založen na principu, která na CT snímcích nachází pixely odpovídající hledané tkáni. Segmentační metody mohou být manuální či automatické [99]. Manuální segmentace je vhodná pro menší dávky snímků či pro objekty, které automatická segmentace nezvládá. Tato metoda je značně pracná a časově náročná, protože spočívá ve výběru hraničních pixelů oblasti segmentovaného objektu ve všech CT snímcích skenované části těla. Zpravidla nejsou vybírány všechny hraniční pixely, ale pouze podstatné, kterými je následně proložen interpolační polynom, který vytvoří hranici segmentovaného objektu. Pomocí metod ruční segmentace je možné snížit vliv artefaktů, které vznikají při snímání kovových materiálů (implantátů) v každém snímku. Dále je tato segmentace vhodná i v případě, kdy je v rámci STL modelu potřeba segmentovat detaily, případně využití znalostí segmentujícího [99]. Automatická segmentace je založena na principu automatického výběru. Základní metodou je tzn. „prahování“ (Tresholding), jejíž podstatou je přiřazení pixelů se stejnou hodnotou CT čísla daným tkáním. Automatická segmentace vede velmi rychle k výslednému STL modelu, ovšem problémy mohou nastat vlivem překrytí oblastí o stejných hodnotách pixelů. Proto je pro metody automatické segmentace vhodné mít CT snímky s vyšším kontrastem jako například kostní tkáně v CT. Mezi další metody patři hranové detektory (Canny Edge, Zero Cross), což jsou metody založené na podobných vlastnostech (Region Growing, Split) v dané oblasti, např. směrodatná odchylka nebo rozptyl [191, 99]. Přesnost segmentace je závislá na snímaném objektu, kvalitě CT snímků a množství chyb v nich obsažených. Jestliže snímaná část lidského těla obsahuje kovové objekty, mezi které patří právě i

68


David Krpalek, 2016

implantáty, mohou objevovat různé artefakty (Obr. 12.3), popř. může dojít ke znehodnocení snímků pohybem pacienta během snímání (Obr. 12.4).

Obr. 12.3 CT artefakt způsobený přítomností kovového materiálu [214]

Obr. 12.4 CT artefakt způsobený pohybem pacienta [214]

Snímky, obsahující zápěstí, byly načteny do softwaru STL Model Creator a manuální segmentací, každého z 1150 snímků, byly vytvořeny hranice obou kostních tkání (spongiózní a kortikální) pro každou z 15 kostních tkání. Po segmentaci byly vytvořeny v uvedeném softwaru 3D modely geometrie kostí, celkem 30 modelů. Na závěr byly modely převedeny do STL formátu (Obr. 12.5).

Obr. 12.5 Tvorba STL modelu geometrie kostí v STL Model Creator softwaru

Z CT dat v STL Model Creator vytvořené 3D modely mají na povrchu nespojitosti (díry), které bylo nutné vyžití dalšího softwaru vhodného ke zpracování STL geometrie. K tomuto byl využit software MeshMixer [216], obsahující podpůrné algoritmy s kompletní manuální podporou editace sítě STL. Do tohoto softwaru byl STL model zápěstí importován a nespojitosti STL sítě opraveny. Tento model byl následně opět exportován do STL formátu a otevřen v CAD softwaru SolidWorks [215]. SolidWorks obsahuje funkci ScanTo3D, dovolující otevřít a zpracovat právě objekty STL převedením sítě do objemových těles. Funkce ScanTo3D výrazně snižuje požadovaný čas na vytvoření komplexního trojrozměrného modelu na základě digitálních dat a je dominantně využíván ve zdravotnictví k vytvoření anatomických modelu pro referenci [215]. V tomto softwaru byly vytvořeny objemová tělesa spongiózní (Obr. 12.7) a kortikální (Obr. 12.6) tkáně kostí. Výsledný model je zobrazen na Obr. 12.8.

69


Obr. 12.6 Kortikální objemové prvky

David Krpalek, 2016

Obr. 12.7 Spongiózní objemové prvky

Obr. 12.8 Řez výsledným modelem zápěstí

12.1.1.2 Model geometrie chrupavky Vytvoření modelu chrupavky je velmi obtížné. Chrupavka na CT snímcích je problematicky rozeznatelná z důvodu její vysoké propustnosti rentgenových paprsků a lze ji identifikovat za pomoci jiných zobrazovacích metod (ultrasonografie, arteriografie, artroskopie, magnetická rezonance) [100]. Z nedostupnosti snímků zápěstí jinými zobrazovacími metodami, bylo nutné jednotlivé dvojice chrupavek vytvořit na základě CT a znalostí z dostupné literatury [164, 169, 173], a to při zachování tvaru a zakřivení jednotlivých ploch kostí. Pro tvorbu modelů byl použit CAD software SolidWorks [215]. K vytvoření chrupavek na obou kloubních plochách o konstantní tloušťce, byly použity stykové plochy modelu kortikálních kosti. Na těchto plochách byly prvně vytvořeny 3D křivky, představující obvodový tvar chrupavky na kosti a následně pomocí těchto křivek, byly vytvořeny plochy. Tyto plochy byly vytaženy směrem k protilehlé chrupavce. Grafické znázornění je zobrazeno na následujících obrázcích.

Obr. 12.9 Detail tvorby chrupavky mezi pátým metakarpem a kostí hákovitou

Obr. 12.10 Model chrupavek

Obr. 12.11 Výsledný model zápěstí vč. chrupavek

Tloušťka jednotlivých chrupavek, je v zápěstí rozdílná. V dostupných studiích byly nalezeny tloušťky chrupavky nacházející se na radiusu a ulně [101, 102, 103]. Dále, tloušťka chrupavky je přímo závislá na namáhání a rozsahu pohybů [100]. Na základě této skutečnosti byla tloušťka jednotlivých chrupavek, kromě chrupavky mezi ulnou a kostí člunkovitou, stanovena jako poloviční vzdálenosti mezi jednotlivými kostmi, v již vytvořeném 3D modelu geometrie

70


David Krpalek, 2016

zápěstí. Hodnoty tlouštěk chrupavek jsou uvedeny v Tab. 12.1. Tloušťka chrupavky mezi ulnou a kostí člunkovou byla zvolena stejná jako mezi kostí člunkovou a radiem, a to z důvodu, že ve fyziologickém zápěstí je mezi těmito chrupavkami mezera [164, 173]. Tab. 12.1 Vzdálenost mezi jednotlivými kostmi Spojení mezi Vzdálenost [mm] I. metakarp kost mnohohranná větší 1.38 II. metakarp kost mnohohranná větší 0.23 II. metakarp kost mnohohranná menší 0.38 II. metakarp kost hlavatá 1.00 III. metakarp kost hlavatá 0.97 IV. metakarp kost hákovitá 0.80 V. metakarp kost hákovitá 0.88 kost mnohohranná větší kost člunkovitá 1.36 kost mnohohranná větší kost mnohohranná menší 0.75 kost mnohohranná menší kost člunkovitá 1.81 kost mnohohranná menší kost hlavatá 0.83 kost hlavatá kost člunkovitá 0.91 kost hlavatá kost poloměsíčitá 1.00 kost hlavatá kost hákovitá 0.77 kost hákovitá kost trojhranná 0.88 kost trojhranná kost hrášková 1.37 kost trojhranná kost poloměsíčitá 1.07 kost poloměsíčitá kost člunkovitá 1.30 kost člunkovitá radius 1.39 kost člunkovitá Ulna 2.72 kost poloměsíčitá Radius 1.29

12.1.1.3 Model vazů Při vytváření modelů vazů je problematické určit místa úponů vazů na kosti, protože je není možní získat z CT snímků. Místa úponů vazů byla proto určena na základě dostupné literatury [164, 169, 173]. Pro modelaci, resp. Vizualizaci, byl tedy opět použit CAD software SolidWorks. V místě každé úponu, na modelu kortikální kosti, byly vytvořeny plochy pro následné využití ve výpočtovém modelu. Celkem vzniklo 68x2 úponu, resp. pomocných ploch, které jsou využity ve výpočtovém modelu. Pro vizualizaci byly plochy spojeny a pohled na palmární a dorzální stranu ruky je zobrazen na Obr. 12.12 až Obr. 12.14.

Obr. 12.12 Detail vazivových ploch na radiusu a ulně

Obr. 12.13 Palmární pohled na model zápěstí, vč. chrupavek a vazů

Obr. 12.14 Dorsální pohled na model zápěstí vč. chrupavek a vazů

71


David Krpalek, 2016

12.1.1.4 Model zápěstí v různých polohách Rozsah pohybu při flexe, extenze a radio-ulnární deviace je uveden v Tab. 9.1 na straně 56 v kapitole 9. Při maximálním zatížení zápěstí nelze maximálních hodnot flexe, extenze a radioulnární deviace dosáhnout. Z tohoto důvodu, byly pro tvorbu modelu zápěstí, použity úhly natočení uvedené v Tab. 12.2. Tyto hodnoty byly získány na základě studie [115], kdy se 50 testovaných subjektů pokusilo o vytvoření maximální úchopové sily v různých polohách natočení ruky. Tab. 12.2 Úhel natočení v každé funkční poloze [115]

Poloha zápěstí Flexe Extenze Radiální deviace Ulnární deviace

Úhel natočení 59° 53° 13° 25.8°

Směrodatná odchylka 15.5° 13.4° 8.1° 11.4°

Pro vytvoření dalších základních modelů zápěstí (kromě neutrálního, kde třetí metakarp je rovnoběžně s radiem) ve čtyřech polohách, byl použit již vytvořený model. Radiální a ulnární deviace modelu zápěstí byla provedena za pomoci centrálního bodu rotace, ležícího na kosti hlavaté v ose třetího metakarpu [159] a úhel natočení dle Tab. 12.2. Výsledný model radiální deviace je zobrazen na Obr. 12.15 a ulnární deviace na Obr. 12.16. 13°

Obr. 12.15 Model radiální deviace (RD) zápěstí – Pohled palmárním směrem

25.8°

Obr. 12.16 Model ulnární deviace (UD) zápěstí – Pohled palmárním směrem

Flexe a extenze modelu zápěstí byla provedena natočením na rozhraní radia, kosti poloměsíčité a kosti hlavaté. Při flexi došlo k natočení obou, výše uvedených, kostí v karpální části o úhel 59° (Tab. 12.2) a to volárně a u kosti poloměsíčité došlo k mírnému posunutí dorzálně [159], tak aby obě kosti byly v nejbližším kontaktu s radiem (Obr. 12.17). Při extenzi, která probíhá obráceně, došlo k natočení o 53° (Tab. 12.2) a to dorzálně a u kosti poloměsíčité k mírnému posunu volárně (Obr. 12.18).

72


David Krpalek, 2016

53°

59°

Obr. 12.17 Model flexe (FL) zápěstí – pohled mediálním směrem

Obr. 12.18 Model extenze (EX) zápěstí – pohled mediálním směrem

12.1.2. Model materiálu 12.1.2.1 Kost Předložená práce je prvotní na ÚMTMB a pozornost byla zaměřena především na vytvoření výpočtového modelu zápěstí ve fyziologickém stavu a ve stavu po zavedení totální náhrady. Prvky spongiózní a kortikální kostní tkáně řešené soustavy byly, kvůli složitosti zápěstí, modelovány homogenním lineárně pružným izotropním modelem materiálu, určeným Youngovým modulem E [MPa] a Poissonovým číslem µ [-]. Použité materiálové charakteristiky jsou uvedeny v tabulce Tab. 12.3. Tab. 12.3 Materiálové charakteristiky kostní tkáně

Kortikální tkáň Spongiózní tkáň

E [MPa] 18 000 100

µ [-] 0.20 0.25

Zdroj [72, 68, 69] [72, 68, 69]

12.1.2.2 Chrupavka Odborné studie se zabývají řešením deformace a napjatosti chrupavky používají homogenní, lineárně elastický model materiálu [39, 41, 104, 105, 106]. Avšak, kloubní chrupavka má charakter dvoufázového kontinua (vykazuje vlastnosti kapalné a pevné složky). Pro zachování uvedeného kontinua byly v předložené práci chrupavky modelovány hyperelastickým dvou parametrickým Mooney-Rivlinůvovým modelem materiálu určeným materiálovými charakteristikami C10 a C01 [MPa]. Podrobný popis modelu materiálu, včetně hodnot materiálových charakteristik, je uveden v kapitole 8.5.1. Použité materiálové charakteristiky jsou uvedeny v Tab. 12.4.

Tab. 12.4 Materiálové charakteristiky chrupavky

Chrupavka

C10 [MPa] 4.1

C01 [MPa] 0.41

Zdroj [79, 83]

73


David Krpalek, 2016

12.1.3. Model styku mezi tělesy - kontaktu Při namáhání kostí a chrupavek dochází tehdy, kdy mechanická interakce má charakter tlakového působení, které lze modelovat kontaktními prvky. Aby došlo k přenesení namáhání z metakarpálních kostí do radiusu a ulny, je třeba stykové plochy chrupavek zahrnout do výpočetního modelu. Výpočetní software ANSYS dovoluje uživateli nastavit lineární a nelineární kontakt. K řešení nelineárního kontaktu je možné využít tři typy algoritmů: 

Pure Penalty - metody založené na penalty algoritmu, kdy kontaktní tlak Fn je závislý na kontaktní tuhosti kn a penetraci xp [194]. 𝐹𝑛 = 𝑘𝑛 ∙ 𝑥𝑝



Augmented Lagrange – upravená Pure Penalty metoda, která do vztahu pro kontaktní tlak (16) zavádí Lagrangeouv argumentem λ [194]. 𝐹𝑛 = 𝑘𝑛 ∙ 𝑥𝑝 + 𝜆

 

(16)

(17)

Normal Lagrange – kontaktní tlak je řešen explicitně přidáním stupňů volnosti, tudíž není závislý na kontaktní tuhosti a penetraci [194]. Model Predictive Control (MPC) – algoritmus vhodný pouze pro lineární kontaktní modely Bonded a No Separation. MPC sváže dvojice uzlů dohromady a nedovoluje žádnou penetraci, kontaktní tlak ani vzájemný posuv komponent [194].

Nelineární kontakt dále umožňují nastavit parametr Stabilization Damping Factor, který předchází situacím, kdy systém kvůli malým mezerám mezi kontaktními plochami špatně vyhodnotí situaci a způsobí penetraci tělesem. K tomuto případu nejčastěji dochází při silovém zatížení. Cílem Stabilization Damping Factor je tedy stabilizace relativního pohybu mezi kontaktní dvojící se zavedením tlumící síly Fdn (normálové), Fdt (tečné), která se vypočte podle následujícího vztahu: 𝐹𝑑𝑛 = ∫ 𝐹𝐷𝑀𝑁 ∙ 𝑉𝑛 ∙ 𝑑𝐴𝑐 𝐹𝑑𝑡 = ∫ 𝐹𝐷𝑀𝑇 ∙ 𝑉𝑡 ∙ 𝑑𝐴𝑐

(18)

(19)

kde FDMN, FDMNT jsou stabilizační faktory v normálovém a tangenciálním směru, Vn a Vt jsou relativní rychlosti v normálovém a tangenciálním směru a Ac je doména kontaktní plochy. Jelikož hodnota stabilizačního faktoru ovlivňuje negativně kontaktní tlak a současně pozitivně rychlost konvergence, tak pro její stanovení byla provedena citlivostní analýza. Za tímto účelem byla vybrána radius a člunkovitá kůstka, resp. jejich modely vč. chrupavek a následně byla tato soustava zatížena silou o velikost 5 N v ose Z (Obr. 12.19). V kontaktní dvojici mezi chrupavkami byl nastaven nelineární kontaktní model bez tření (Frictionless), využívající algoritmus Augmented Lagrange a hodnota stabilizačního faktoru byla logaritmicky měněna v rozsahu od 0.01 do 100.

74


David Krpalek, 2016

FZ = 5N

UX = 0 ROTX = 0 UY = 0 ROTY = 0 UZ = 0 ROTZ = 0

Z X

Obr. 12.19 Model citlivostní analýzy stabilizačního faktoru

Z výsledků prezentovaných v Tab. 12.5 a v grafu Obr. 12.20 je zřejmé, že při nulové hodnotě stabilizačního faktoru dochází k divergenci. Člunkovitá kůstka spolu s chrupavkou způsobí velkou penetraci kontaktní plochou umístěnou na chrupavce radia. U ostatních hodnot stabilizačního faktoru (0.1 – 100) došlo ke konvergenci. Tab. 12.5 Výsledky citlivostní analýzy s proměnlivou hodnotou stabilizačního faktoru Konvergence [-]

Kontaktní tlak [MPa]

0 0.1 1 10 100

NE ANO ANO ANO ANO

0.266 0.264 0.289 0.305

Radius von Mises napětí [MPa] 0.520 0.519 0.519 0.486

Chrupavka radia von Mises napětí [MPa] 0.237 0.235 0.219 0.189

Počet iterací [-] 34 26 22 13

0.55 0.50 0.45 0.40 0.35 0.30 0.25 0.20 0.15

40 35 30 25 20 15

Počet iterací [-]

Napětí [MPa]

Stabilizační faktor

10 0.1

1

10

100

Stabilizační faktor [-] Kontaktní tlak

Radius - Von Mises napětí

Chrupavka - Von Mises napětí

Počet iterací

Obr. 12.20 Graf výsledků citlivostní analýzy stabilizačního faktoru

75


David Krpalek, 2016

Při srovnání sledovaných veličin, mezi které se řadí kontaktní tlak na chrupavce, von Mises napětí na kosti na kosti rádia, resp. chrupavky vzhledem k nastavenému stabilizačnímu faktoru a počtu iterací vyplývá, že při stabilizačním faktoru roven 1 nedochází ke změně sledovaných veličin. Při nižší hodnotě stabilizačního faktoru dochází k nárůstu počtu iterací, který prodlužuje výpočetní čas. Při vyšší hodnotě stabilizačního faktoru dochází ke snížení počtu iterací, avšak sledované veličiny se již výrazně mění, resp. dochází k výraznému ovlivnění výsledků řešení. Na Obr. 12.21 je znázorněna deformace v ose Z. Dále, Obr. 12.22 zobrazuje kontaktní tlak na chrupavce, Obr. 12.23 von Mises napětí radia a Obr. 12.24 von Mises napětí chrupavky

Z X

76

Obr. 12.21 Posuv ve směru osy Z [mm]

Obr. 12.22 Kontaktní tlak [MPa]

Obr. 12.23 Von Mises napětí radia [MPa]

Obr. 12.24 Von Mises napětí radiální chrupavky [MPa]


David Krpalek, 2016

Řešení kontaktu na rozhraní chrupavka-kost bylo provedeno MPC algoritmem (Obr. 12.25). Na rozhraní chrupavka-chrupavka bylo řešení kontaktu provedeno bez tření, Frictionless, s algoritmem Augmented Lagrange a stabilizačním faktorem 1 (Obr. 12.26). Kontakt bez tření byl zvolen na základě, že mezi kloubním spojením v zápěstí nedochází k vzájemnému pohybu a současně smykovému napěti [107]. Takto modelované kontakty mezi chrupavkou lépe konverguji. Celkem bylo vytvořeno 33 MPC kontaktů (Obr. 12.25) a 66 kontaktů bez tření (Obr. 12.26).

Obr. 12.25 MPC kontakty – pohled palmárním směrem

Obr. 12.26 Kontakty bez tření – pohled palmárním směrem

12.1.4. Model vazeb a zatížení Řešení zápěstí ve fyziologickém stavu, pomocí metody konečných prvků, vyžaduje zadání okrajových podmínek, čímž je model jednoznačně určuje v prostoru. Vytvoření modelu zatížení je velmi obtížné. Na toto téma bylo publikováno jen velmi málo článků. V publikovaných článcích jsou zatěžované různé kosti ruky s různými hodnotami sil. Na toto téma existuje jen velmi málo publikací. V nalezených článcích jsou použity rozdílné hodnoty zatížení a to v rozsahu od 15 do 1 000 N, aplikované buď do proximální řady karpálních kůstek [42], do druhé a třetí metakarpální kosti [74] nebo do kosti člunkové a poloměsíčité [108]. Použitý model zatížení vychází z publikované biomechanické studie [40], která byla nejpropracovanější. Hodnoty zatěžujících sil byly určeny na základě měření úchopové síly v neutrální pozici u 50 lidí s použitím pěti snímačů o šesti stupních volnosti. Současně osm kamer zaznamenávalo pohyb vybraných bodů [114]. Dále bylo zjištěno, že při natočení zápěstí (flexe, extenze a radio-ulnární deviace) dochází ke změně maximálních hodnot působících sil na metakarpální kosti. Při radiální a ulnární deviaci dochází k poklesu působící síly na první metakarpální kost, která je nejvíce zatěžovanou kostí metakarpu, přibližně o 15%, při flexi zápěstí o 33% a extenzi o 17% (Obr. 12.27) [115]. V tomto poměru byly upraveny maximální působící síly na zápěstí v neutrální poloze. Hodnoty sil pro stavy natočení flexe, extenze a radio-ulnární deviace jsou uvedeny v Tab. 12.6.

77


David Krpalek, 2016

100%

Zápěstí

80% 60% 40% 20% 0% F

E

N

RD

UD

Pozice zápěstí Obr. 12.27 Poměr maximálního dovoleného zatížení aplikovaného na palec zápěstí, vzhledem k poloze zápěstí (N-neutrální; F-Flexe; E-Extenze; RD-Radiální Deviace; UD-Ulnární Deviace) [115] Tab. 12.6 Zatížení metakarpálních kůstek [N] [41] Poloha ruky Neutrální Radiální deviace Ulnární deviace Flexe Extenze

V. metakarp

IV. metakarp

III. metakarp

II. metakarp

I. metakarp

CELKEM

77.3 67.4 54.9 36.8 30.5

88.0 76.7 62.4 41.9 34.7

106.4 92.7 75.5 50.7 42.0

120.3 104.8 85.4 57.3 47.5

255.6 222.7 181.4 121.8 100.9

647.6 564.3 459.6 308.5 255.6

Model zápěstí byl ve všech polohách (neutrální pozice, flexe, extenze a radio-ulnární deviace) vázán v prostoru, na spodních plochách (v místě radiusu a ulny) zamezením posuvu. Soustava byla zatížena silami (Tab. 12.6) působícími na metakarpální kosti, v horním místě jejich ploch, a to vždy ve směru metakarpy (Obr. 12.28).

78


David Krpalek, 2016 9°

18° F5=77.3N

4° F3=106.4N

F4=88N

29° F2=120.3N

F1=255.6N

osa třetího metakarpu osa radia/ulny

Z


X Obr. 12.28 Zatížení zápěstí v neutrální pozici

Úhel natočení nositelek sil působících na metakarpální kosti, vůči ose vedoucí podél třetího metakarpu (Obr. 12.28), zůstává ve všech polohách stejný, avšak úhel natočení osy třetího metakarpu vůči ose kosti radia/ulny se mění dle Tab. 12.6. U polohy v neutrální pozici je osa třetího metakarpu rovnoběžná s osou radia/ulny (Obr. 12.28). F5=67.4N

F1=181.4N

F4=76.7N F3=92.7N

F3=75.5N

F2=85.4N

F4=62.4N

F2=104.8N

F5=54.9N F1=222.7N

Z X

Obr. 12.29 Zatížení zápěstí v radiální deviaci (RD)

Z X

Obr. 12.30 Zatížení zápěstí v ulnární deviaci (UD)

79


David Krpalek, 2016

F1=100.9N F3=50.7N

F2=47.5N

F2=57.3N

F4=41.9N

F1=121.8N

F4=34.7N

F3=42.0N

F5=30.5N

F5=36.8N

Z

X

Z

X

Y

Obr. 12.31 Zatížení zápěstí ve flexi (FL)

Y

Obr. 12.32 Zatížení zápěstí v extenzi (EX)

12.1.5. Diskretizace Model zápěstí ve fyziologickém stavu (ve všech polohách), vytvořený v kapitole 12.1, byl diskretizován sítí elementů o konečné velikosti ve výpočtové softwaru ANSYS Workbench. Velikost, počet a typ použitých prvků (elementů) má podstatný vliv na přesnost řešení [173]. Hrubá síť prvků vede k nepřesným výsledkům a problémům s konvergencí, zejména u kontaktních úloh a příliš jemná sít zvyšuje nároky na výpočtový čas výpočetního systému. Je tedy nutné určit takovou velikost prvků, která neklade příliš velké nároky na výpočetní systémy a současně dostatečně popisuje modelovanou soustavu. Při tvorbě konečno prvkového modelu zápěstí ve fyziologickém stavu byly použity čtyři typy elementů, jejichž přehled je uveden v Tab. 12.7. Tab. 12.7 Přehled použitých typů elementů [173]

Označení LINK180

SOLID185

Popis 2 uzlový 3D element s bilineární maticí tuhosti, umožňující pouze tahové nebo tlakové zatížení

8 uzlový element s kvadratickou bází (3° stupně volností na uzel), umožňující tvorbu sweep i volné sítě.

TARGE170

CONTA174

80

3D kontaktní elementy, přiřazené kontaktním plochám asociovaných se SOLID185

Nastavení

Použití

KEYOPT(3)=1 (Tension only)

Vazy

Default

Chrupavky, spongiózní a kortikální tkáň

KEYOPT(2)=3 KEYOPT(12)=5

Spongiózní tkáňchrupavka,

KEYOPT(2)=0 KEYOPT(6)=3 KEYOPT(16)=0

chrupavkachrupavka

Schéma


David Krpalek, 2016

12.1.5.1 Konečno prvkový model chrupavky Plochy chrupavky, a jejich související křivky na dvou protilehlých plochách, byly nejprve sjednoceny v softwaru Ansys Workbench, za pomoci Virtual Topology. Tyto sjednocené plochy byly následně využity k vytvoření pravidelné, sweepované sítě, s použitím objemových elementů typu SOLID185. Velikost elementu byla nastavena na 0.5 mm se třemi prvky po tloušťce.

Obr. 12.33 Diskretizovaný model chrupavek

Obr. 12.34 Diskretizovaný model chrupavky ležící na hlavě radia

12.1.5.2 Konečno prvkový model kortikálních kostní tkáně Plochy modelu kortikálních kostí a jejich křivky byly sjednoceny obdobným způsobem, jako v případě chrupavek, došlo k jejich sjednocení, za použití stejného typu elementu SOLID185 a pomocí kvadratických prvků byla vytvořena pravidelná síť. Velikost elementů na plochách, v těsné blízkosti s prvky chrupavkami a vazy, byla nastavena na stejnou velikost elementu 0.5 mm. Na ostatních plochách byla nastavena velikost elementů na 0.75 mm.

Obr. 12.35 Diskretizovaný model kortikálních kostních tkání

Obr. 12.36 Diskretizovaný model kortikální kostní tkáně radia

81


David Krpalek, 2016

12.1.5.3 Konečno prvkový model spongiózních kostní tkáně Pro model spongiózní kosti byl opět využit stejný typ elementu SOLID185. V důsledku zachování kortikálního a spongiózního prvku v jednom Partu, který sdílí společné plochy, došlo k přímému napojení sítě mezi těmito prvky. Tím vznikla pravidelná síť s velikostí elementu 1 mm.

Obr. 12.37 Diskretizovaný model spongiózních kostních tkání

Obr. 12.38 Diskretizovaný model spongiózní kostní tkáně radia

12.1.5.4 Kvalita diskretizace Velikosti elementů chrupavky a přilehlých částí modelu spongiózní kosti, byly stanoveny na základě citlivostní analýzy. K tomuto byl využit již vytvořený a popsaný model v kapitole 12.1.3 (Obr. 12.19). Tento model byl použit taktéž k provedení citlivostní analýzy diskretizované chrupavky. Nejprve byla provedena analýza vlivu velikosti elementu na chrupavku a současně na kortikální kost. Velikost elementu byla měněna v rozsahu 0.25 -2.5 mm a k posouzení bylo použito první a třetí hlavní napěti (na prvcích chrupavky a kortikální kosti). Pro tuto citlivostní analýzu byl použit model chrupavky se třemi elementy po tloušťce a stabilizačním faktorem 1. Z výsledků prezentovaných na Obr. 12.39 a Obr. 12.40 je patrné, že v rozsahu velikosti prvku 0.25 – 0.75 mm je změna prvního a třetího hlavního napětí nepodstatná. V rozsahu velikosti prvku od 0.75 mm dochází k výraznějším změnám.

82


David Krpalek, 2016

40

Napětí [MPa]

30 20 10 0 -10 0

0.25

0.5

0.75

1

1.25

1.5

1.75

2

2.25

2.5

2.75

-20 -30

Velikost prvku [mm] S1

S3

Napětí [MPa]

Obr. 12.39 První a třetí hlavní napětí v kortikální kosti na radiu v závislosti na velikosti elementu

0.2 0.1 0 -0.1 0 -0.2 -0.3 -0.4 -0.5 -0.6

0.25

0.5

0.75

1

1.25

1.5

1.75

2

2.25

2.5

2.75

Velikost prvku [mm] S1

S3

Obr. 12.40 První a třetí hlavní napětí v chrupavky na radiu v závislosti na velikosti elementu

Dále byla provedena analýza počtu elementů po tloušťce chrupavky. Počet elementů byl měněn v rozsahu 1 – 7, přičemž velikost elementu byla nastavena na 0.75 mm a stabilizační faktor na hodnotu 1. 80

Napětí [MPa]

60 40 20 0 -20 -40

0

1

2

3

4

5

6

7

8

Počet elementů po tloušťce [-] S1

S3

Obr. 12.41 První a třetí hlavní napětí chrupavky v závislosti na počtu elementů po tloušťce

83


David Krpalek, 2016

Napětí [MPa]

0.2 0 -0.2

0

1

2

3

4

5

6

7

8

-0.4 -0.6 -0.8

Počet elementů po tloušťce [-] S1

S3

Obr. 12.42 První a třetí hlavní napětí chrupavky v závislosti na počtu elementů po tloušťce

Z výsledků prezentovaných na Obr. 12.41 a Obr. 12.42 vyplývá, že v případě sweepované sítě s jedním až dvěma prvky elementů po tloušťce chrupavky, dochází k podstatným změnám napětí, než je tomu u většího počtu dělení. Od tří elementů, dochází pouze k nepatrným změnám hlavních napětí v kosti a chrupavky. Na základě těchto citlivostních analýz byla velikost prvků nastavena na chrupavce a kortikální kosti na 0.75 mm a s třemi elementy po tloušťce chrupavky.

12.1.5.5 Konečno prvkový model vazů Modely vazů, které byly popsány kapitole 12.1.1.3, na straně 71, byly diskretizovány elementy typu LINK180 s nastavením tension only. Toto nastavení zajištuje aktivaci prvku pouze při tahovým namáhán; v případě tlakového namáhání není, nebude tento prvek aktivován. Pro usnadnění, zrychlení a přesnost tvorby sítě vazů bylo vytvořeno makro v APDL programovacím jazyce, které je přiloženo v příloze 19.1.

Obr. 12.43 Diskretizovaný model vazů

84

Obr. 12.44 Diskretizovaný model vazů


David Krpalek, 2016

Diskretizovaný model soustavy zápěstí obsahuje 366 645 elementárních prvků a 514 833 uzlů. Souhrn údajů o diskretizaci všech prvků soustavy je uveden v Tab. 12.8 Tab. 12.8 Souhrn údajů o diskretizaci všech prvků soustavy fyziologického modelu zápěstí

Spongiózní tkáň Kortikální tkáň Celkem Počet prvků / uzlů Počet prvků / uzlů Počet prvků / uzlů Radius 18 842 / 14 246 23 358 / 16 292 42 200 / 30 538 Ulna 7 927 / 5 937 11 184 / 7 149 19 111 / 13 086 I. metakarp 4 724 / 3 467 7 393 / 5 092 12 117 / 8 559 II. metakarp 4 989 / 3 640 8 859 / 6 189 13 848 / 9 829 III. metakarp 4 229 / 3 078 7 821 / 5 501 12 050 / 8 579 IV. metakarp 3 134 / 2 225 5 485 / 3 696 8 619 / 5 921 V. metakarp 2 606 / 1 739 5 251 / 3 446 7 857 / 5 185 Kost hrášková 12 048 / 1 389 4 178 / 2 787 16 226 / 4 176 Kost poloměsíčitá 4 008 / 2 915 9 729 / 6 758 13 737 / 9 673 Kost mnohohranná větší 4 004 / 2 719 8 782 / 6 080 12 786 / 8 799 Kost mnohohranná menší 3 997 / 2 816 7 837 / 5 075 11 834 / 7 891 Kost hlavatá 7 806 / 5 673 14 017 / 9 259 21 823 / 14 932 Kost háková 5 231 / 3 670 11 728 / 7 588 16 959 / 11 258 Kost trojhranná 3 086 / 2 201 8 052 / 5 276 11 138 / 7 477 Kost člunkovitá 5 148 / 3 737 21 026 / 14 221 26 174 / 17 958 Vazy 1 685 / 0 Chrupavky 30 769 / 44 312 Kontakty 87 712 / 306 660 CELKEM 91 779 / 59 452 154 700 / 104 409 366 645 / 514 833 Prvek

85


David Krpalek, 2016

12.2. Výpočtový model zápěstí s totální náhradou Pro deformačně napěťovou analýzu zápěstí se zavedenou totální náhradou, byl vybrán implantát Re-Motion™ Total Wrist, jehož výrobcem je společnost Small Bone Innovations (SBi) [221].

12.2.1. Model geometrie totální náhrady Re-Motion™ Total Wrist Totální náhrada Re-Motion™ Total Wrist je vyráběn společností SBi v konfiguraci pro levou a pravou ruku, v geometricky odstupňovaných velikostech s ohledem na antropomorfní velikost radio-karpálního kloubu. S ohledem na velikosti a stranu modelu zápěstí vytvořeného v kapitole 12.1, byla vybrána totální náhrada určená pro pravou ruku (Obr. 12.46). K vytvoření modelu jednotlivých komponentů byla použita veškerá dostupná literatura [221]. Karpální komponenta Šrouby Polyetylenová část karpální komponenty

Radiální komponenta

Obr. 12.45 Re-Motion™ Total Wrist [221]

Obr. 12.46 Re-Motion™ Total Wrist – rozměry [221]

K vytvoření modelu geometrie jednotlivých komponent totální náhrady byl využit 3D modelář DesignModeler, jež je součástí ANSYS Workbench [201]. Radiální a karpální komponenta byla vymodelována s ohledem na dokumentaci výrobce. Vzhledem k prvnímu modelu na ÚMTMB, byly šrouby modelovány bez závitu a to z důvodu, že na výsledky na úrovni závitu jsou velmi obtížně verifikovatelné. Model geometrie je zobrazen na Obr. 12.47 a na Obr. 12.48. Obr. 12.49 zobrazuje RTG snímek se zavedenou totální náhradou a 3D modelovanou totální náhradou, vytvořenou v předložené práci.

86


David Krpalek, 2016

Karpální komponenta

Šrouby Polyetylenová část karpální komponenty Radiální komponenta

Obr. 12.47 3D Model implantátu

Obr. 12.48 RTG snímek s implantovanou totální náhradou [221]

Obr. 12.49 RTG snímek překrytý vymodelovanou totální náhradou [221]

12.2.2. Model geometrie kosti Model geometrie tvořící kortikální a spongiózní kost a chrupavku převzat z fyziologického 3D modelu vytvořeného v kapitole 12.1.1.1 a 12.1.1.2. Tento model byl následně upraven obdobným způsobem, jakým probíhá postup zavádění zápěstního implantátu do fyziologické ruky u pacientů, popsaným v kapitole 10.4.

87


David Krpalek, 2016

Kompletní model zápěstního implantátu, obsahující všechny komponenty, byl vložen do fyziologického modelu ruky v 3D modeláři DesignModeler a následně umístěn do radia tak, aby dřík radiální komponenty byl uložen ve spongiózní tkání a horní okraj této komponenty byl zapřen o kortikální tkáň (Obr. 12.50). Následně došlo k úpravě první řadě karpů a vytvoření prostoru pro dřík karpální komponenty a šrouby (Obr. 12.51). Výsledný upravený model je zobrazen na Obr. 12.52 a na Obr. 12.53.

Obr. 12.50 Pohled proximálním směrem na model radia s kavitou pro radiální komponentu

Obr. 12.51 Pohled distálním směrem na karpální a metakarpální kůstky s kavitami pro karpální komponentu a šrouby

Obr. 12.52 Model zápěstí s kavitami pro totální náhradu

Obr. 12.53 Model zápěstí s totální náhradou

12.2.3. Model geometrie chrupavky V předchozí kapitole byla do modelu zápěstí zavedena totální náhrada Re-Motion™ Total Wrist a tím byla odstraněna spojení mezi radiem, kosti poloměsíčitou a první řady karpů. Modely chrupavek a model geometrie se zavedenou totální náhradou je zobrazen na Obr. 12.54 a Obr. 12.55.

88


Obr. 12.54 Model chrupavek

David Krpalek, 2016

Obr. 12.55 Model zápěstí se zavedenou totální náhradou a chrupavkami

12.2.4. Model vazů Všechny modely vazů vytvořené na fyziologickém modelu zápěstí byly ponechané, kromě vazů jejichž úpony byly odstraněny v průběhu úpravy modelu pro totální náhradu. Přehled ponechaných a odstraněných vazů je uveden v Tab. 12.9. Odstraněné vazy jsou přeškrtnuté. Celkem bylo ponecháno 47 vazů. Ozn. L1 L2 L3 L4 L5 L6 L7 L8 L9 L10 L11 L12 L13 L14 L15 L16 L17 L18 L19 L20 L21

Tab. 12.9 Přehled ponechaných a odstraněných vazů zápěstí s totální náhradou Spojení Ozn. Spojení I. metakarp II. metakarp L35 Kost hlavatá Kost poloměsíčitá I. metakarp II. metakarp L36 Kost hlavatá Kost člunkovitá I. metakarp Trapezium L37 Kost hlavatá Radius I. metakarp Trapezium L38 Kost hlavatá Kost trojhranná I. metakarp Trapezium L39 Kost hlavatá Trapezium II. metakarp III. metakarp L40 Trapezium Kost trojhranná II. metakarp III. metakarp L41 Trapezium Kost člunkovitá II. metakarp lateral Trapezoid L42 Trapezium Trapezoid II. metakarp medial Trapezoid L43 Trapezium Kost člunkovitá II. metakarp medial Trapezium L44 Kost trojhranná Kost poloměsíčitá Kost poloměsíčitá II. metakarp Trapezium L45 Kost trojhranná medial II. metakarp Kost hlavatá L46 Kost trojhranná Kost člunkovitá III. metakarp IV. metakarp L47 Kost trojhranná Radius III. metakarp IV. metakarp L48 Kost trojhranná Radius III. metakarp medial Kost hlavatá L49 Kost trojhranná Ulna III. metakarp lateral Kost hlavatá L50 Kost trojhranná Ulna III. metakarp Kost hlavatá L51 Kost trojhranná Kost hrášková III. metakarp Kost hákovitá L52 Kost člunkovitá Kost poloměsíčitá III. metakarp Trapezium L53 Kost člunkovitá Radius Radius, Kost poloIV. metakarp V. metakarp L54 Kost člunkovitá měsíčitá IV. metakarp V. metakarp L55 Kost poloměsíčitá Radius

89


David Krpalek, 2016

Ozn. L22 L23 L24 L25 L26 L27

Spojení IV. metakarp IV. metakarp IV. metakarp V. metakarp V. metakarp V. metakarp

Kost hákovitá Kost hlavatá Kost hlavatá Kost hákovitá Kost hákovitá Kost hrášková

Ozn. L56 L57 L58 L59 L60 L61

L28

Kost hákovitá

Kost hlavatá

L62

L29

Kost hákovitá

Kost hrášková

L63

L30

Kost hákovitá

L64

L31

Kost hákovitá

L32 L33 L34

Kost hákovitá Kost hlavatá Kost hlavatá

Kost trojhranná Kost poloměsíčitá Kost hlavatá Trapezoid Kost člunkovitá

Spojení Kost poloměsíčitá Radius Kost poloměsíčitá Ulna Kost poloměsíčitá Kost hrášková Radius Ulna Radius Ulna Ulna Kost hrášková Radius + Kost poKost člunkovitá loměsíčitá Radius + Kost poKost člunkovitá loměsíčitá Kost poloměsíčitá Radius

L65

II. metakarp medial

Trapezium

L66 L67 L68

II. metakarp medial III. metakarp Trapezium

Trapezium Trapezium Kost člunkovitá

Místa úponů vazů jsou zobrazena na Obr. 12.56 a Obr. 12.57.

Obr. 12.56 Pohled dorzálním směrem na model zápěstí s totální náhradou, včetně ploch určených pro vazy

Obr. 12.57 Pohled palmárním směrem na model zápěstí s totální náhradou, včetně ploch určených pro vazy

12.2.4.1 Model zápěstí s totální náhradou v různých polohách Jak bylo popsáno v kapitole 10.4, po zavedení totální náhrady „pacient je schopen dosáhnout přibližně 40° při flexi a extenzi zápěstí vzhledem k neutrální pozici“. Dále „Studie ukázaly, že je tento rozsah dostatečný pro 80% každodenních činností“. V materiálech výrobce Re-Motion se uvádí, že rozsah zápěstí se zavedeným implantátem je následující. Tab. 12.10 Rozsah natočení totální náhrady [30]

Poloha zápěstí Flexe Extenze Radiální deviace Ulnární deviace

90

Úhel natočení 41° 36° 7° 13°


David Krpalek, 2016

Tento rozsah pohybu je použit i v předložené práci. Jednotlivé modely pro radiální (RD) a ulnární deviaci (UD), flexi (FL) a extenzi (EX) jsou zobrazeny na Obr. 12.58 až Obr. 12.61.

7°

13°

Obr. 12.58 Model radiální deviace (RD_I) zápěstí s totální náhradou – pohled palmárním směrem

41°

Obr. 12.60 Model flexe (FL_I) zápěstí s totální náhradou – pohled palmárním směrem

Obr. 12.59 Model ulnární deviace (UD_I) zápěstí s totální náhradou – pohled palmárním směrem

36°

Obr. 12.61 Model extenze (EX_I) zápěstí s totální náhradou – pohled palmárním směrem

91


David Krpalek, 2016

12.2.5. Model materiálů Model materiálu pro kost, chrupavku a vazy byl použit stejný, jako pro výpočtový model zápěstí ve fyziologickém stavu. Pro kortikální a spongiózní kost byly použity materiálové hodnoty uvedené v Tab. 12.3, pro chrupavku materiálové hodnoty uvedené v Tab. 12.4 a pro vazy, ponechané v modelu, byly použity hodnoty uvedené v kapitole 8.6, Tab. 9.1.

12.2.5.1 Totální náhrada Dle popisu v kapitole 10.3 Materiály implantátů „Materiál musí být v lidském těle biokompatibilní pro okolní tkáň a organismus, a dostatečně pevný“. Dále „Hlavní komponenty totální náhrady Re-Motion jsou vyrobeny z kobalt-chrom-molybdenové slitiny a polyetylenu“. „Radiální komponenta spolu s karpální destičkou a šrouby jsou vyrobeny z kobalt-chrom-molybdenové slitiny (CoCrMo)“. „Polyethylenová část karpální komponenty je vyrobena z ultra vysokomolekulárního polyetylenu (UHMWPe) [221]“. Materiálové hodnoty použité v tomto modelu, pro všechny komponenty zápěstního implantátu převzaté z Tab. 10.1 a Tab. 10.2, jsou uvedeny v Tab. 12.11. Tab. 12.11 Materiálové charakteristiky pro totální náhradu

Komponenta Radiální Karpální Šrouby Polyetylenová

E [MPa]

µ [-]

Zdroj

241 000

0.3

[181]

1 000

0.4

[182]

12.2.6. Model kontaktních prvků Řešení kontaktu na rozhraní chrupavka-kost bylo provedeno MPC algoritmem (Obr. 12.62). Na rozhraní chrupavka-chrupavka bylo řešení kontaktu provedeno bez tření, Frictionless, s algoritmem Augmented Lagrange a stabilizačním faktorem 1 (Obr. 12.63).

Obr. 12.62 MPC kontakty – pohled palmárním směrem

Obr. 12.63 Kontakty bez tření – pohled palmárním směrem

Dále, MPC algoritmus je uvažovaný mezi plochami modelu totální náhrady, jež jsou v přímém kontaktu s modelem kostí. Jedná se o spojení radiální komponenta-radius, karpální komponentakost hlavatá a člunkovitá, levý šroub-kost hákovitá (při pohledu palmárním směrem na model zápěstí s totální náhradou) a pravý šroub-kost člunkovitá a mnohohranná menší (při pohledu

92


David Krpalek, 2016

palmárním směrem na model zápěstí s totální náhradou), Jednotlivé kontaktní plochy jsou zobrazeny na Obr. 12.64 a Obr. 12.65.

Obr. 12.64 MPC kontakty na zápěstí

Obr. 12.65 MPC kontakty na totální náhradě

Pro zajištění plynulého natáčení karpálních kůstek, slouží polyetylenová kluzná část karpální komponenty ve spojení s radiální komponentou. Na rozhraní ploch mezi těmito komponenty byl použit kontakt se třením a koeficientem tření 0.06 [156, 157] (Obr. 12.66). Stejný typ kontaktu byl použit pro interakci mezi hlavou šroubu, kluznou částí kortikální komponenty a samotnou kortikální komponentou. Kontaktní plochy jsou zobrazeny na Obr. 12.67. Poslední dvojice kontaktů byla vytvořena mezi již zmíněnými komponentami, což je kluzná část kortikální komponenty a kortikální komponenta (Obr. 12.68).

Obr. 12.66 Model kontaktů na rozhraní implantátu, radiální komponenta-kluzná část karpální komponenty

Obr. 12.67 Model kontaktů na rozhraní implantátu, šrouby-kluzná část karpální komponenta/karpální komponenty

Obr. 12.68 Model kontaktů na rozhraní implantátu, kluzná část karpální komponenta/karpální komponenty

93


David Krpalek, 2016

12.2.6.1 Model vazeb a zatížení Model zápěstí s totální náhradou byl ve všech polohách natočení (neutrální pozice, flexe, extenze a radio-ulnární deviace) vázán v prostoru, na spodních plochách (v místě radia a ulny) zamezením posuvu (Obr. 12.66), jak je tomu u modelu s fyziologickým zápěstím. Soustava byla zatížena silami (Tab. 12.6) působícími na metakarpální kosti, v horním místě jejich ploch, a to vždy ve směru metakarpy. 18° F5=77.3N

9°

4° F3=106.4N

F4=88N

29° F2=120.3N

F1=255.6N

osa třetího metakarpu osa radia/ulny


Z X

Obr. 12.69 Zatížení zápěstí s totální náhradou v neutrální pozici (N_I) – pohledu palmárním směrem F5=67.4N

F4=76.7N

F1=181.4N

F3=92.7N F2=104.8N F1=222.7N

F5=54.9N

F3=75.5N F2=85.4N F4=62.4N

Z X

Obr. 12.70 Zatížení zápěstí s totální náhradou v radiální deviaci (RD_I)

94

Z X

Obr. 12.71 Zatížení zápěstí s totální náhradou v ulnární deviaci (UD_I)


F3=50.7N

David Krpalek, 2016

F1=100.9N

F2=57.3N

F4=41.9N F1=121.8N F5=36.8N

F3=42.0N F4=34.7N

F2=47.5N

F5=30.5N

Z

X

Z

X

Y

Obr. 12.72 Zatížení zápěstí s totální náhradou ve flexi (FL_I)

Y

Obr. 12.73 Zatížení zápěstí s totální náhradou v extenzi (EX_I)

12.2.7. Diskretizace Model zápěstí s totální náhradou (ve všech polohách), byl diskretizován sítí elementů o konečné velikosti ve výpočtové softwaru ANSYS Workbench. Velikost, počet a typ použitých prvků (elementů) má podstatný vliv na přesnost řešení [173]. Velikost a typ elementu jednotlivých prvků modelu chrupavky, kortikální a spongiózní kosti a vazu byly použity stejné, jako u modelu fyziologického zápěstí. Přehled jednotlivých typů elementů je zobrazen v Tab. 12.7.

12.2.7.1 Konečno prvkový model chrupavky Plochy modelu kortikálních kosti a jejich křivky byly opět sjednoceny funkcí Virtual Topology. Sjednocené plochy byly využity k vytvoření pravidelné (sweepované) sítě, za použití elementu typu SOLID185. Velikost elementu byla nastavena na 0.5 mm se třemi prvky po tloušťce. Diskretizovaný model je zobrazen na Obr. 12.74.

Obr. 12.74 Diskretizovány model chrupavek na modelu zápěstí s totální náhradou

95


David Krpalek, 2016

12.2.7.2 Konečno prvkový model kortikální kostní tkáně Plochy na vnitřní i vnější straně byly sjednoceny opět za pomoci Virtual topology a za použití elementu typu SOLID185, byla vytvořena pravidelná síť. Velikost elementů na plochách, v těsné blízkosti s prvky chrupavek, vazů a v místě dotyku s jednotlivými komponenty implantátu, byla nastavena na stejnou velikost elementu 0.5 mm. Na ostatních plochách byla nastavena velikost elementů na 0.75 mm. Diskretizovaný model je zobrazen na Obr. 12.75 a detail radia, kde po obvodu dochází ke kontaktu s radiální komponentou totální náhrady, na Obr. 12.76.

Obr. 12.75 Diskretizovaný model kortikální kosti na modelu zápěstí s totální náhradou

Obr. 12.76 Diskretizovaný model kortikální radia na modelu zápěstí s totální náhradou

12.2.7.3 Konečno prvkový model spongiózní kostní tkáně Pro model spongiózní kosti byl opět využit stejný typ elementu SOLID185. V důsledku zachování kortikálního a spongiózního prvku v jednom Partu, který sdílí společné plochy, došlo k přímému napojení sítě mezi těmito prvky, totožně jako u fyziologického modelu. Velikost elementů na plochách v místě styku s jednotlivými komponenty totální náhrady byla nastavena stejně, jako u modelu kortikálního, 0.5 mm. Ostatním plochám, resp. celému objemu, byla nastavena velikost elementu na 1 mm. Výsledná model je zobrazena na obrázku Obr. 12.77 a na Obr. 12.78, kde je viditelný detail ploch v přímém kontaktu s komponentou totální náhradou.

96


Obr. 12.77 Diskretizovaný model spongiózní kostní tkáně

David Krpalek, 2016

Obr. 12.78 Diskretizovaný model spongiózní kostní tkáně

12.2.7.4 Konečno prvkový model vazů K tvorbě modelu vazů bylo využito makro vytvořené v kapitole 12.1.5. K vytvoření byl použit element typu LINK180 s nastavením tension only. Modely byly vytvořeny na úponech, které zůstali na modelu kortikální kostní tkáně v důsledku implantace modelu totální náhrady. Výsledný model obsahující prvky vazů je zobrazena na Obr. 12.79 a Obr. 12.80.

Obr. 12.79 Diskretizovaný model vč. vazů

Obr. 12.80 Diskretizovaný model vč. vazů

97


David Krpalek, 2016

12.2.7.5 Konečno prvkový model totální náhrady Model totální náhrady se skládá ze čtyř komponent (radiální komponenta, karpální komponenta, polyethylenová karpální komponenta a dva šrouby). Každá z těchto komponent byla diskretizována s ohledem na již vzniklou síť kostí a současně, aby po tloušťce byly vždy tři prvky. K vytvoření byl použit typ elementu SOLID185 a velikost prvku byla nastavena na 1 mm. Model obou šroubů, karpální komponenty a její polyetylenová část byla předem upraven tak, aby umožňovala vytvořit pravidelnou, sweepovanou, síť. Plochy radiální komponenty byly sjednoceny pomoci Virtual Topology a poté na nich byla vytvořena konečno-prvková síť. Výsledná síť je zobrazena na Obr. 12.81 až Obr. 12.84.

Obr. 12.81 Diskretizovaný model totální náhrady - šrouby

Obr. 12.82 Diskretizovaný model totální náhrady – karpální komponenta

Obr. 12.83 Diskretizovaný model totální náhrady – polyetylenová část karpální komponenty

98


David Krpalek, 2016

Obr. 12.84 Diskretizovaný model totální náhrady – radiální komponenta

Diskretizovaný model soustavy zápěstí s totální náhradou obsahuje 365 609 elementárních prvků a 514 495 uzlů. Souhrn údajů o diskretizaci všech prvků soustavy je uveden v Tab. 12.12. Tab. 12.12 Souhrn údajů o diskretizaci všech prvků soustavy modelu zápěstí s totální náhradou

Spongiózní tkáň Kortikální tkáň Celkem Počet prvků / uzlů Počet prvků / uzlů Počet prvků / uzlů Radius 42 323 / 30 003 19 134 / 13 804 61 457 / 43 807 Ulna 1 852 / 1 607 7 875 / 5 905 9 727 / 7 512 I. metakarp 1 272 / 982 6 075 / 4 196 7 347 / 5 178 II. metakarp 1 211 / 851 9 444 / 6 217 10 655 / 7 068 III. metakarp 946 / 638 8 095 / 5 376 9 041 / 6 014 IV. metakarp 625 / 457 5 395 / 3 603 6 020 / 4 060 V. metakarp 2 186 / 1 517 6 845 / 4 308 9 031 / 5 825 Kost hrášková Kost poloměsíčitá Kost mnohohranná větší 7 33 / 485 9 511 / 6 038 10 244 / 6 523 Kost mnohohranná menší 5 624 / 3 828 7 738 / 5 217 13 362 / 9 045 Kost hlavatá 8 864 / 13 577 11 088 / 7 078 19 952 / 20 655 Kost háková 7 776 / 5 241 12 986 / 8 413 20 762 / 13 654 Kost trojhranná Kost člunkovitá 8 619 / 5 905 15 201 / 10 546 23 820 / 16 451 Vazy 1 132 / 0 Chrupavky 22 177 / 13 007 Kontakty 90 572 / 316 582 Radiální komponenta 26 372 / 21 924 Karpální komponenta 3 423 / 3 069 Polyethylenová komponenta 14 316 / 10 095 Šrouby 6 199 / 4 026 CELKEM 82 031 / 65 091 119 387 / 80 701 365 609 / 514 495 Prvek

99


100

David Krpalek, 2016


13.

David Krpalek, 2016

Prezentace výsledků a analýza řešení

Pro posouzení mechanické interakce zápěstí ve fyziologickém stavu a ve stavu s totální náhradou na 3D úrovni bylo vytvořeno 2 x 5 (10) výpočtových modelů. Řešení bylo realizováno na výpočetní stanici HP Workstation Z800 s šesti jádrovým procesorem Intel Xeon X5650 o frekvenci 2.67 GHz a operační pamětí 14 GB RAM. K řešení úlohy ve výpočetním prostředí výpočetního systému ANSYS byl použit přímý řešič (Sparse) a plná Newton Raphsonova procedura. Při zatížení zápěstí se chrupavky s malou tuhostí značně deformují, proto byl řešič nastaven na velké deformace (Large Deflection). Ostatní parametry byly ponechány v základním (defaultním) nastavení. Posouzení namáhané kosti u fyziologické soustavy i soustavy s totální náhradou bylo provedeno na základě Frostovy hypotézy (viz kapitola 8.3).

13.1. Prezentace výsledků a analýza řešení zápěstí ve fyziologickém stavu Analýza zápěstí ve fyziologickém stavu je provedena se zaměřením na:    

chrupavku, kortikální kostní tkáň, spongiózní kostní tkáň a vazy.

Jelikož bylo provedeno celkem 5 výpočtů pro různé polohy, výsledky jsou převážně zobrazeny pro polohu zápěstí v neutrální poloze. Výsledky všech řešených poloh jsou vyneseny do sloupcových grafů. Pro přehlednost výsledků, pro jednotlivé polohy zápěstí je v této kapitole použito označení, které je uvedeno v Tab. 13.1. Tab. 13.1 Označení výsledků jednotlivých poloh zápěstí ve fyziologickém stavu

Poloha zápěstí Neutrální Radiální deviace Ulnární deviace Flexe Extenze

Označení ZP_N ZP_RD ZP_UD ZP_FL ZP_EX

Úhel natočení 0° 13.0° 25.8° 59.0° 53.0°

Posuv ve směru třetího metakarpu pro všechny polohy natočení zápěstí je zobrazen na Obr. 13.1 až Obr. 13.5. Souřadný systém třetího metakarpu použitý pro vyhodnocení posuvů je zobrazen v každém obrázku (v místě třetího metakarpu).

101


David Krpalek, 2016

Obr. 13.1 ZP_N - Posuv ve směru třetího metakarpu [mm]

Obr. 13.2 ZP_RD - Posuv ve směru třetího metakarpu [mm]

Obr. 13.3 ZP_UD - Posuv ve směru třetího metakarpu [mm]

Obr. 13.4 ZP_FL - Posuv ve směru třetího metakarpu [mm]

Obr. 13.5 ZP_EX - Posuv ve směru třetího metakarpu [mm]

102


David Krpalek, 2016

Posuv [mm]

Z hodnot maximálních posuvů ve směru třetího metakarpu ve všech polohách zápěstí řešené soustavy lze usoudit, že k největším posuvům dochází ve stavu ZP_RD, kde chrupavka kosti člunkové plynule klouže po chrupavce radia. Maximální hodnoty posuvů jednotlivých metakarpů při všech polohách jsou zobrazeny ve sloupcovém grafu na Obr. 13.6. 16 14 12 10 8 6 4 2 0 5 metakarp

4 metakarp

3 metakarp

2 metakarp

1 metakarp

Kost ZPI_N

ZPI_RD

ZPI_UD

ZPI_FL

ZPI_EX

Obr. 13.6 Maximální hodnoty posuvů ve směru třetího metakarpu ve všech polohách zápěstí řešené soustavy

13.1.1. Prezentace výsledků a analýza namáhání chrupavek Podstatnou veličinou při vyhodnocení deformačně napěťové analýzy chrupavek je kontaktní tlak a hodnota intenzity přetvoření. Zvýšené hodnoty působícího tlaku, resp. intenzity přetvoření, na povrchu chrupavek jsou jednou z příčin jejich degenerace. Prezentováno je rozložení kontaktního tlaku a jeho maximální hodnoty na chrupavkách v zápěstí. Obr. 13.7 zobrazuje dvojice analyzovaných chrupavek včetně jejich označení, které je použito v této kapitole.

Obr. 13.7 Analyzované chrupavky v zápěstí ve fyziologickém stavu včetně označení

103


David Krpalek, 2016

V následující Tab. 13.2 jsou uvedeny základní charakteristiky chrupavek, jejich označení, lokalizace, hodnoty a rozložení kontaktního tlaku pro polohu ZP_N. Pro ostatní řešené polohy zápěstí ve fyziologickém stavu jsou výše uvedené parametry uvedeny v příloze, kapitola 19.2.1 až 19.2.4. Pro další popis chrupavek bude použito označení v uvedené tabulce, např. pro chrupavku ležící na 1 MC (prvním metakarpu) bude použito označení A1 (Tab. 13.2). Tab. 13.2 ZP_N – Rozložení kontaktního tlaku chrupavek Lokace chrupavky

A

B

kost 2

1 MC

kost mnohohranná větší

1.10/1.80

2 MC

D

3 MC

E

4 MC

F

G

kost 1

2 MC

C

5 MC


104

Kontaktní tlak Max.hod. [MPa]

kost mnohohranná menší

kost hlavatá

kost hlavatá

kost hákovitá

kost hákovitá

kost člunkovitá

chrupavka na kosti 1 [x105 Pa]


Pohled distálním směrem

Pohled proximálním směrem













0.68/.0.81

0.93/1.20

0.52/1.20

0.60/0.77

0.37/0.77

0.60/0.27


David Krpalek, 2016

Lokace chrupavky

H

Kontaktní tlak

kost 1

kost 2

Max.hod. [MPa]



0.36/0.37


Laterální pohled

I


kost člunkovitá

K

L


kost hlavatá

kost hlavatá

kost hlavatá

kost člunkovitá

kost poloměsíčitá

kost hlavatá

kost hákovitá

Laterální pohled

Mediální pohled

Mediální pohled

Laterální pohled

0.57/0.34

0.41/0.25

O

P

kost hákovitá

kost trojhranná


kost trojhranná


kost člunkovitá


0.50/0.63

Laterální pohled

N


0.53/0.35


M

Mediální pohled

0.53/0.27


J


Mediální pohled

0.31/0.32





0.31/0.30

0.33/0.34

Mediální pohled

Laterální pohled

105


David Krpalek, 2016

Lokace chrupavky

R

kost 1

kost 2

kost člunkovitá a poloměsíčitá

radius



0.75/0.79


kost člunkovitá

S


ulna


0.33/0.61



Maximální hodnota, 2.7 MPa, kontaktního tlaku je v poloze ZP_N na chrupavce G1 (Tab. 13.2). Poměrné přetvoření v místě maximálního kontaktního tlaku je 6%. Tato hodnota poměrného přetvoření je nižší než mezní hodnota 30%, která je uvedena ve studii [158] pojednávající o chrupavkách a jejich chování pod tlakovým namáháním. Při překročení 30% poměrného přetvoření dochází k nevratnému porušení chrupavčité tkáně. Při bližším prozkoumání chrupavek na radiu a ulně, resp. R2 a S2 (Tab. 13.2), bylo zjištěno, že chrupavka R2 (Tab. 13.2) má maximální hodnotu kontaktního tlaku 0.79 MPa a poměrného přetvoření 1.67%. Ke kontaktu dochází od obou chrupavek ležících na R1 (Tab. 13.2) a jsou rozloženy do dvou, přibližně stejných, stykových oblastí. V případě chrupavky S2 (Tab. 13.2), je maximální hodnota kontaktního tlaku 0.61 MPa a poměrného přetvoření 0.73%. Kontakt mezi R1 a R2 je na mediálně straně kosti S1 (Tab. 13.2). Maximální hodnoty kontaktní tlaku a poměrného přetvoření chrupavek, pro všechny řešené polohy, jsou vyneseny do spojnicových grafů Obr. 13.8 až Obr. 13.11. Spojnicový grafy A a C, Obr. 13.8 a Obr. 13.10, zobrazuje maximální kontaktní tlak, resp. maximální poměrné přetvoření, chrupavky na kosti 1 (Tab. 13.2). Spojnicové grafy B a D, Obr. 13.9 a Obr. 13.11, zobrazují maximální kontaktní tlak, resp. maximální poměrné přetvoření, chrupavky na kosti 2 (Tab. 13.2).

Kontaktni tlak [MPa]

2.50 2.00 1.50 1.00 0.50 0.00 A1

B1

C1

D1

E1 ZP_N

F1

G1

H1

ZP_RD

I1 J1 K1 Chrupavka ZP_UD

L1

M1 N1 ZP_FL

O1

P1 R1a R2a S1

ZP_EX

Obr. 13.8 Max. hodnota kontaktních tlaků chrupavek pro všechny řešené polohy zápěstí ve fyziologickém stavu- Graf A

106


David Krpalek, 2016

Kontaktni tlak [MPa]

3.00 2.50 2.00 1.50 1.00 0.50 0.00 A2

B2

C2

D2

E2

F2

G2

ZP_N

H2

I2 J2 K2 Chrupavka

ZP_RD

L2

ZP_UD

M2 N2

O2

ZP_FL

P2 R1b R2b S2

ZP_EX

Obr. 13.9 Max. hodnota kontaktních tlaků chrupavek pro všechny řešené polohy zápěstí ve fyziologickém stavu-Graf B

Poměrné přetvoření [-]

5 4 3 2 1 0 A1

B1

C1

D1

E1

F1

G1

H1

I1

J1

K1

L1

Chrupavka ZP_RD ZP_UD

ZP_N

M1

N1

O1

ZP_FL

P1

R1a R2a

S1

ZP_EX

Obr. 13.10 Max. hodnota poměrného přetvoření chrupavek pro všechny řešené polohy zápěstí ve fyziologickém stavu- Graf C


7 6 5 4 3 2 1 0 A2

B2

C2

D2

E2

F2

ZP_N

G2

H2

I2 J2 K2 Chrupavka ZP_RD ZP_UD

L2

M2

N2

ZP_FL

O2

P2

R1b R2b

S2

ZP_EX

Obr. 13.11 Max. hodnota poměrného přetvoření chrupavek pro všechny řešené polohy zápěstí ve fyziologickém stavu- Graf D

Při porovnání maximálních hodnot kontaktního tlaku ve všech řešených polohách, maximální hodnoty je dosaženo u ZP_RD. Kontaktní tlak 2.0 MPa (Obr. 13.12) je u chrupavky R1 (Tab. 19.1) a poměrné přetvoření 4.44 %. Maximálního kontaktní tlak 1.1 MPa (Obr. 13.13) a poměrného přetvoření 2.44 % je u chrupavky R2 (Tab. 19.1).

107


David Krpalek, 2016


Obr. 13.12 ZP_RD – kontaktní tlak - chrupavka R1 [x105 Pa]


Obr. 13.13 ZP_RD – kontaktní tlak - chrupavka R2 [x105 Pa]

V případě ZP_UD, maximální hodnota kontaktního tlaku 1.7 MPa (Obr. 13.14) a poměrné přetvoření 3.78 % je u chrupavky R1 (Tab. 19.2). Maximální kontaktní tlak 0.63 MPa (Obr. 13.15) a poměrného přetvoření 1.4 % je u chrupavky R2 (Tab. 19.2).


Obr. 13.14 ZP_UD – kontaktní tlak - chrupavka R1 [x105 Pa]


Obr. 13.15 ZP_UD – kontaktní tlak - chrupavka R2 [x105 Pa]

Maximální hodnota kontaktního tlaku 1.1 MPa (Obr. 13.16) a poměrného přetvoření 2.44 % je u chrupavky R1 (Tab. 19.3) u řešené polohy ZP_FL. Maximální kontaktní tlak 0.42 MPa (Obr. 13.17) a poměrného přetvoření 0.93 % je u chrupavky R2 (Tab. 19.3).


Obr. 13.16 ZP_FL – kontaktní tlak - chrupavka R1 [x105 Pa]


Obr. 13.17 ZP_FL - kontaktní tlak - chrupavka R2 [x105 Pa]

Řešená poloha ZP_EX, maximální hodnoty kontaktního tlaku 0.9 MPa (Obr. 13.18) a poměrného přetvoření 2.0 % je u chrupavky R1 (Tab. 19.4). Maximální kontaktní tlak 0.73 MPa (Obr. 13.19) a poměrného přetvoření 1.62 % je u chrupavky R2 (Tab. 19.4).

108


David Krpalek, 2016


Obr. 13.18 ZP_EX - kontaktní tlak - chrupavka R1[x105 Pa]


Obr. 13.19 ZP_EX – kontaktní tlak - chrupavka R2 [x105 Pa]

Dále jsou uvedeny celkové stykové síly (Obr. 13.20), mezi jednotlivými kontaktními dvojicemi chrupavek, od zatížení metakarpálních kostí. Způsob označení jednotlivých kontaktních dvojic je totožný s Tab. 13.2. 550 500 450

Styková síla [N]

400 350 300 250 200 150 100 50 0 A

B

C

D

E

F

G

H

I

J

K

L

M

N

O

P

R1

R2

S

Chrupavčitý spoj ZP_N

ZP_RD

ZP_UD

ZP_FL

ZP_EX

Obr. 13.20 Stykové síly pro všechny řešené polohy zápěstí ve fyziologickém stavu

Zatížení kostí metakarpu dochází k namáhání jednotlivých kostí zápěstí. V kapitole 7.1, Anatomie zápěstí je uvedeno, že 20% zatížení způsobí namáhání ulny a 80% radia. Uvedené hodnoty se shodují se závěry Gislasona, který ve své experimentální studii [40], přišel k závěru, že (78.7 92.8 %) zatížení způsobí namáhání radia. U polohy ZP_N, kde okrajové podmínky jsou obdobné podmínkám ve studii Gislasna, způsobilo 83 % zatížení namáhání radia a zbylých 17 % namáhání ulny. U polohy ZP_RD, ZP_UD a ZP_EX jsou stykové síly pouze v radiu. Odlišný stav nastává u ZP_EX, kde je 69.4% přeneseno do radia a 30.6% do ulny.

109


David Krpalek, 2016

13.1.2. Prezentace výsledků a analýza kortikální kostní tkáně Tvrdé tkáně, mezi které patří kortikální a spongiózní kostní tkáň, jsou v průběhu života různě namáhány při každodenních aktivitách. Kostní tkáň je velice přizpůsobivá. Na změnu namáhání reaguje tak, že se přizpůsobí dle velikosti a směru namáhání. V případě změny namáhání dochází k remodelaci a modelaci kostní tkáně, jak je blíže popsáno v kapitole 8.3 Modelace a remodelace kostní tkáně. Stav kostní tkáně, kdy se kostní tkáň nachází v nezatíženém či zatíženém stavu, je popsán Frostovou teorii (kapitola 8.4 Mechanostat - Frostova teorie). Hlavní veličinou Frostovy teorie určující stav tkáně je hodnota intenzity přetvoření. Frost ve své teorii vymezil 4 oblasti intenzity přetvoření (Obr. 13.21). V první oblasti, ε< (50-200)·10-6 [-], je namáhání kostní tkáně nepodstatné a dochází k jejímu úbytku. Po překročení hodnoty intenzity přetvoření (50-200)·10-6 [-] dochází k fyziologickému namáhání a remodelaci kostní tkáně, až do ε< (2000-2500)·10-6 [-], druhá oblast. V rozmezí (2000-2500)·10-6 < ε < (3500-4000)·10-6 [-], třetí oblasti, dochází k mírnému přetížení a modelaci, a začíná se tvořit nová kostní tkáň. Po překročení ε > (4000)·10-6 [-] je kostní tkáň patologicky namáhána a dochází k tvorbě nové kostní tkáně, avšak s velkým podílem sklerotické tkáně, která je velmi křehká. Při překročení hodnoty ε > (4000)·10-6 [-] je velký podíl sklerotické kostní tkáně, která je náchylná ke křehkému lomu [187]. Nezatížený stav

Fyziologické zatěžování

Patologické přetížení

TVORBA

Mírné přetížení

LOM

ÚBYTEK

Intenzita přetvoření [10-6]

2000 - 2500

Spektrum

50 - 200

0

100

900

1700

2500

3000

3500

3500 - 4000

>25000

4000

25000

[10-6]

Obr. 13.21 Oblasti modelace a remodelace kostní tkáně

Posouzení stavu namáhané kostní tkáně je provedeno pomocí Frostovy hypotézy. Závislost stavu kostní tkáně na intenzitě přetvoření, podle Frostovy teorie, je přiřazena barevná stupnice odpovídá stupnici v zobrazení výpočtového řešení (Obr. 13.21) tak, aby odpovídala rozdělení prahových hodnot intenzity přetvoření. Na Obr. 13.22 a Obr. 13.23 je zobrazena intenzita přetvoření pro ZP_N v pohledu dorzálním, resp. palmárním, směrem. Jednotlivé kosti jsou zobrazeny v rozloženém pohledu tak, aby bylo možné vidět intenzitu přetvořeni mezi jednotlivými kostmi. Dále byla každá kost natočena tak,

110


David Krpalek, 2016

aby maximální přetvoření bylo dobře viditelné. Pro ostatní řešené stavy, přiložené v příloze (kapitola 19.3), je intenzita přetvoření ve stejném pohledu jako na Obr. 13.22 a Obr. 13.23.

Obr. 13.22 ZP_N – intenzita přetvoření kortikální kostní tkáně [-] – pohled dorzálním směrem

Obr. 13.23 ZP_N – intenzita přetvoření kortikální kostní tkáně [-] – pohled dorzálním směrem

Na základě uvedených výsledků kortikální kostní tkáně ZP_N je zřejmé, že největší přetvoření je v místech vazových úponů, které drží celou soustavu zápěstí v nepohyblivém stavu. Nejvyšší hodnoty intenzity přetvoření 17300·10-6 [-] a 13200·10-6 [-] jsou na kosti mnohohranné menší, resp. kosti hlavaté, na dorzální straně kloubu. Tyto dvě kosti spojuje vaz s označením L33 (Tab. 8.2). Podle Frostovy teorie jsou všechny kosti, kromě ulny a kosti trojhranné, ve stavu fyziologického namáhání až na oblast připojení vazů. Ve spodní části radia se nachází oblast zvýšeného namáhání, což je způsobeno okrajovými podmínkami, čímž je model jednoznačně určuje v prostoru. Radiu je zde zabráněno všem pohybům a rotacím. Pro celkové zhodnocení stavu kortikální kostní tkáně, ve všech řešených polohách, je na Obr. 13.24 zobrazen spojnicový graf s maximálními hodnoty intenzity přetvoření.

111

Intenzita přetvoření [10-6]


David Krpalek, 2016

20000 18000 16000 14000 12000 10000 8000 6000 4000 2000 0

Karpální kosti

Kost ZP_N

ZP_RD

ZP_UD

ZP_FL

ZP_EX

Obr. 13.24 Max. hodnoty intenzity přetvoření v kortikální kostní tkáni pro všechny řešené polohy zápěstí ve fyziologickém stavu

Z grafu je zřejmé, že největší změny a hodnoty v intenzitě přetvoření, v závislosti na poloze zápěstí, jsou v oblasti karpální kostní tkáně radia s ulnou. V této skupině kostí je nejvíce namáhána kost mnohohranná menší a to ve stavu ZP_N. Kost se nachází ve stavu patologického přetížení. Patologické přetížení je v relativně malé oblasti a podstatný růst sklerotické kostní tkáně, který způsobí křehké porušení kosti, zřejmě závisí také na charakteru zátěžného cyklu. Pokud zatížení střídá dostatečně dlouhá prodleva, nedojde ke křehkému porušení kosti. V druhé polovině oblasti karpální kostní tkáně, blíže k radiu a ulně, jsou rozdíly v intenzitě přetvoření poměrně malé. Kosti se nachází ve stavu fyziologického zatížení až mírného přetížení. Nejméně zatěžovanou kostí je kost hrášková, nacházející se na straně ve směru palmárním. Kost hrášková se nachází v nezatíženém stavu bez ohledu na polohu zápěstí, z čehož je zřejmé, že kost je namáhána v polohách, kdy aparát ruky působí palmárním směrem proti překážce (např. stav, kde se dlaň ruky opírá o předmět). Změny jsou také viditelné také u radia, která je značně namáhání. Pro představu je intenzita přetvoření radia zobrazena v různých polohách natočení.

112


Obr. 13.25 ZP_RD - intenzita přetvoření kortikální kostní tkáně [-]

David Krpalek, 2016

Obr. 13.26 ZP_UD - intenzita přetvoření kortikální kostní tkáně [-]

V poloze ZP_RD a ZP_FL (Obr. 13.25 a Obr. 13.36) je viditelné, že nejvíce zatěžovaná oblast přísluší úponu vazu L62 (Tab. 8.2). Tento vaz spojuje radius, kost poloměsíčitou a kost člunkovou na straně palmárním směrem. Dále zajišťuje soudržnost celého komplexu. Z výsledků je viditelné, že tento vaz je výrazně využíván ve všech polohách, kromě ZP_UD (Obr. 13.26).

Obr. 13.27 ZP_FL - intenzita přetvoření kortikální kostní tkáně [-] [-]

Obr. 13.28 ZP_FL - intenzita přetvoření kortikální kostní tkáně [-] [-]

Při srovnání výsledků intenzity přetvoření radia, ve všech polohách zápěstí, je viditelné, že u polohy ZP_RD je kortikální kostní tkáň více zatěžovaná ve směru palmárně laterárním, kde při radiální deviaci je vektor namáhání směřován do této oblasti.

113


David Krpalek, 2016

13.1.3. Prezentace výsledků a analýza spongiózní kostní tkáně Spongiózní kostní tkáň je složena z nepravidelně uspořádaných trámečků, jejichž orientace je dána směrem nečastějšího namáhání. V této práci byla spongiózní kostní tkáň modelována pomocí lineárně elastického, po prvcích homogenního modelu materiálu; trámečky uvnitř kortikální kosti byly nahrazeny objemovým prvkem, jemuž byly přiřazeny materiálové konstanty Youngova modulu E [MPa] a Poissonovo číslo µ [-]. K posouzení stavu spongiózní kostní tkáně bylo přistoupeno obdobným způsobem jako k vyhodnocení namáhání kortikální kostní tkáně, pomocí Frostovy hypotézy. Barevná škála při vizualizaci byla stejná jako na Obr. 13.21. Pro zvýraznění přetvoření spongiózní kostní tkáně vůči kortikální je na Obr. 13.29 a Obr. 13.30 zobrazen řez ZP_N v palmární směru, kde první obrázek ZP_N – A (Obr. 13.29) zobrazuje řez palmárním směrem a druhý ZP_N - B (Obr. 13.30) dorzálním směrem. Z Obr. 13.29 a Obr. 13.30 je patrné, že podstatné části radia a karpální a metakarpálních kosti jsou, dle Frostovy teorie, ve stavu patologického přetížení, s tvorbou sklerotické tkáně. Frostova teorie patří stále mezi diskutovaná témata. Na téma vlivu mechanického namáhání na modelaci a remodelaci kostní tkáně vznikají nové studie se závěry, které se liší od Frostovy studie. Např. Keaven roku 1993 [70] na základě své studie uvádí, že ve spongiózní kostní tkáni nedochází k patologickým změnám, jestliže ε < 0.5.

Obr. 13.29 ZP_N - intenzita přetvoření v řezu– A [-]

Obr. 13.30 ZP_N - intenzita přetvoření v řezu – B [-]

Abychom mohli porovnat stav spongiózní tkáně v jednotlivých polohách zápěstí, jsou na obrázcích (Obr. 13.31 - Obr. 13.33, Obr. 13.36 a Obr. 13.37) zobrazujících intenzitu přetvoření kostní tkáně v dané poloze, je použita stejná stupnice jako na Obr. 13.21 (Frostova křivka).

114


Obr. 13.31 ZP_N - intenzita přetvoření ve spongiózní kostní tkáni [-]

David Krpalek, 2016

Obr. 13.32 ZP_RD - intenzita přetvoření ve spongiózní kostní tkáni [-]

Obr. 13.33 ZP_UD - intenzita přetvoření ve spongiózní kostní tkáni [-]

Z výsledků intenzity přetvoření pro ZP_N jsou patrné maximální hodnoty intenzity přetvoření na radiu. Deformace radia, viz Obr. 13.34, odpovídá charakteru zatížení a tvaru radia.

Obr. 13.34 ZP_N - intenzita přetvoření ve spongiózní kostní tkáni – radius [-]

Obr. 13.35 ZP_RD - intenzita přetvoření ve spongiózní kostní tkáni – kost člunkovitá a poloměsíčitá [-]

Rozložení intenzity přetvoření na kosti člunkové a poloměsíčité je zobrazeno na Obr. 13.35.

115


David Krpalek, 2016

Obr. 13.36 ZP_FL - intenzita přetvoření ve spongiózní kostní tkáni [-]

Obr. 13.37 ZP_EX - intenzita přetvoření ve spongiózní kostní tkáni [-]

Intenzita přetvoření 10-6[-]

Pro určení maximální intenzity přetvoření spongiózní kostní tkáně jednotlivých kostí, v různých polohách zápěstí, je na Obr. 13.38 zobrazen spojnicový graf. 10000 9000 8000 7000 6000 5000 4000 3000 2000 1000 0

Karpální kosti

Kost ZP_N

ZP_RD

ZP_UD

ZP_FL

ZP_EX

Obr. 13.38 Maximální intenzita přetvoření ve spongiózní kostní tkáni ve fyziologickém stavu pro všechny stavy natočení

Největší hodnota intenzity přetvoření je dle spojnicového grafu (Obr. 13.38) u polohy ZP_EX. Maximální hodnota intenzity přetvoření spongiózní tkáně radia je 9200·10-6 [-]. Druhá nejvyšší hodnota intenzity přetvoření je na kosti hlavaté a činní 6500·10-6 [-]. Všechny hodnoty jsou menší než 0.5, což podle Keavenema znamená, že deformace nezpůsobuje patologické změny.

116


David Krpalek, 2016

13.1.4. Prezentace výsledků a analýza vazů Vazy tvoří vazbu mezi jednotlivými kostmi. V rámci této práce byly vazy modelovány pruty s podmíněnou funkčností v tahu. Prutům byla předepsána tuhost dle Tab. 8.2. K posouzení stavu vazu byla použita veličina jednoosé napjatosti – poměrné protažení. Maximální dovolená hodnota poměrného protažení je stanovená na 1.5 (kapitola 8.6). Dále byla vyhodnocena celková síla ve vazu. Maximální hodnoty protažení jednotlivých vazů řešených poloh jsou uvedeny v Tab. 13.3. Tab. 13.3 Maximální hodnoty poměrného protažení pro všechny řešené polohy zápěstí ve fyziologickém stavu Označení Poloha Vaz spojující Protažení [-] vazu Kost mnohohranná ZP_N L8 II. metakarp 0.66 (66%) menší ZP_RD

L7

II. metakarp

ZP_UD

L8

II. metakarp

ZP_FL

L62

kost člunkovitá

ZP_EX

L8

II. metakarp

III. metakarp Kost mnohohranná menší radius + kost poloměsíčitá kost mnohohranná menší

1.09 (109%) 0.65 (65%) 0.38 (38%) 0.39 (39%)

Největší hodnota poměrného protažení je v poloze ZP_RD, u vazu L7 spojující druhý a třetí metakarpus a činí 1.09 [-], resp. 109%. Toto poměrné protažení je pod maximální dovolenou hodnotou, nedochází tedy k patologickým změnám. Hodnoty maximálního poměrného protažení pro všechny řešené polohy zápěstí ve fyziologickém stavu, a každou kost, jsou zobrazeny v Obr. 13.39. Maximální síly ve vazu, pro všechny řešené polohy zápěstí ve fyziologickém stavu jsou uvedeny v Tab. 13.4. Tab. 13.4 Maximální síly ve vazu pro všechny řešené polohy zápěstí ve fyziologickém stavu Označení Poloha Vaz spojující Síla [N] vazu ZP_N

L32

ZP_RD

L43

ZP_UD

L43

ZP_FL

L62

ZP_EX

L45

kost háková

kost hlavatá

83.0

kost člunkovitá

140.7

kost člunkovitá

60.7

kost člunkovitá

radius + kost poloměsíčitá

67.4

kost trojhranná


43.3

kost mnohohranná větší kost mnohohranná větší

Největší síla je v poloze zápěstí ZP_RD ve vazu L43, spojující kost mnohohrannou větší s kostí člunkovitou. Její hodnota je 140.7 N. Velikosti sil jednotlivých vazů pro všechny řešené polohy zápěstí ve fyziologickém stavu jsou uvedeny ve spojnicovém grafu Obr. 13.40.

117

118

Obr. 13.40 Velikosti sil jednotlivých vazů pro všechny řešené polohy zápěstí ve fyziologickém stavu

Obr. 13.39 Poměrné protažení jednotlivých vazů pro všechny řešené polohy zápěstí ve fyziologickém stavu

Biomechanická studie ruky David Krpalek, 2016


David Krpalek, 2016

13.2. Prezentace výsledků a analýza řešení zápěstí s totální náhradou Analýza zápěstí s totální náhradou Re-Motion™ Total Wrist je provedena se zaměřením na:     

chrupavku, kortikální kostní tkáň, spongiózní kostní tkáň, vazy a jednotlivé komponenty totální náhrady Re-Motion™ Total Wrist.

Pro přehlednost výsledků, pro jednotlivé polohy zápěstí, je v této kapitole použito označení, které je uvedeno v Tab. 13.5. Tab. 13.5 Označení výsledků jednotlivých poloh zápěstí s totální náhradou

Poloha zápěstí Neutrální Radiální deviace Ulnární deviace Flexe Extenze

Označení ZPI_N ZPI_RD ZPI_UD ZPI_FL ZPI_EX

Úhel natočení 0° 7° 13° 41° 36°

Posuv ve směru třetího metakarpu pro všechny polohy natočení zápěstí je zobrazen na Obr. 13.41 až Obr. 13.45. Souřadný systém třetího metakarpu použitý pro vyhodnocení posuvů je zobrazen v každém obrázku (v místě třetího metakarpu).

Obr. 13.41 ZPI_N - posuv ve směru třetího metakarpu [mm]

119


David Krpalek, 2016

Obr. 13.42 ZPI_RD - posuv ve směru třetího metakarpu [mm]

Obr. 13.43 ZPI_UD - posuv ve směru třetího metakarpu [mm]

Obr. 13.44 ZPI_FL - posuv ve směru třetího metakarpu [mm]

Obr. 13.45 ZPI_FL - posuv ve směru třetího metakarpu [mm]

Z hodnot maximálních posuvů ve směru třetího metakarpu ve všech polohách zápěstí řešené soustavy je zřejmé, že k největším posuvům dochází na kosti prvního metakarpu, která je ve styku s kostí mnohohrannou větší, jenž jako jediná z karpálních kostí není v mechanické interakci s karpální komponentou totální náhrady. Polohu kosti mnohohranné větší zajišťují pouze vazy, stejně, jako je tomu ve fyziologickém stavu. Posuvy v ose třetího metakarpu jsou pro přehlednost zobrazeny ve sloupcovém grafu na Obr. 13.6.

120


David Krpalek, 2016

6

Posuv [mm]

5 4 3 2 1 0 5 metakarp

4 metakarp

3 metakarp

2 metakarp

1 metakarp

Kost ZPI_N

ZPI_RD

ZPI_UD

ZPI_FL

ZPI_EX

Obr. 13.46 Maximální hodnoty posuvů ve směru třetího metakarpu ve všech polohách zápěstí řešené soustavy

Z průběhů posuvů uvedených v grafu na Obr. 13.46 je zřetelné, že posuvy jsou ovlivněné působící silou do metakarpálních kůstek. V případě ZPI_N a ZPI_RD jsou posuvy velice podobné, ačkoliv mezi těmito stavy je rozdíl celkového zatížení 15% nižší pro ZPI_RD. Tento rozdíl je způsoben náklonem zápěstí radio-ulnárním směrem o pouhých 7%, při kterém dojde ke zmenšení celkové stykové plochy v polyethylenové karpální komponentě zápěstního implantátu a současně k větší deformaci. Průběhy deformací v ostatních případech natočení jsou nejvíce zřetelné u kosti prvního metakarpu (Obr. 13.46), jejíž podélné posuvy klesají v závislosti na zatížení.

13.2.1. Prezentace výsledků a analýza namáhání chrupavek K prezentaci chrupavky bylo přistupováno stejným způsobem jako k chrupavce u zápěstí ve fyziologickém stavu. Prezentováno je rozložení kontaktního tlaku na každé dvojici chrupavek podle onačení na Obr. 13.47, maximální hodnota poměrného přetvoření a výsledná styková síla na chrupavce.

Obr. 13.47 Analyzované chrupavčité tkáně v zápěstním kloubu s implantátem včetně označení

121


David Krpalek, 2016

V následující Tab. 13.6 jsou uvedeny základní charakteristiky chrupavek, jejich označení, lokalizace, hodnoty a rozložení kontaktního tlaku pro polohu ZPI_N. Pro ostatní řešené polohy zápěstí ve stavu s totální náhradou jsou výše uvedené parametry uvedeny v příloze, kapitola 19.2.5 až 19.2.8. Pro další popis chrupavek bude použito označení v uvedené tabulce, např. pro chrupavku ležící na 1 MC (prvním metakarpu) bude použito označení A1 (Tab. 13.6). Tab. 13.6 ZPI_N – Rozložení kontaktního tlaku chrupavek Lokace chrupavky

A

B

kost 2

1 MC


0.89/1.40

2 MC

D

3 MC

E

4 MC

F

G

kost 1

2 MC

C

5 MC


122



kost hlavatá

kost hlavatá

kost hákovitá

kost hákovitá

kost člunkovitá

















0.54/0.55

1.30/0.75

0.39/0.50

0.63/0.56

0.30/0.41

0.67/0.62


David Krpalek, 2016

Lokace chrupavky

H

Kontaktní tlak

kost 1

kost 2

Max.hod. [MPa]



0.36/0.35


Laterální pohled

I

J

kost mnohohranná menší kost mnohohranná menší

kost hlavatá

M


Mediální pohled

kost člunkovitá

-/-

Nedošlo ke kontaktu


kost hlavatá

-/-



kost hákovitá

0.14/0.18

Laterální pohled

Mediální pohled

U kontaktních dvojic chrupavek I a J, byly hodnoty kontaktního tlaku nulové a to v jakékoliv poloze zápěstí. Maximální hodnota kontaktní tlak u ZP_N je u chrupavky A1 (Tab. 13.6), kde je 1.4 MPa. Hodnota poměrného přetvoření je 3.1%. Maximální hodnota poměrného přetvoření je nižší, než mezní hodnota 30%. Maximální hodnoty kontaktního tlaku a poměrného přetvoření chrupavek pro všechny polohy řešené soustavy jsou vyneseny do čtyř spojnicových grafů zobrazených na Obr. 13.48 a Obr. 13.49. Spojnicový grafy A a C, Obr. 13.48 a Obr. 13.50, zobrazuje maximální kontaktní tlak, resp. maximální poměrné přetvoření, chrupavky na kosti 1 (Tab. 13.6). Spojnicové grafy B a D, Obr. 13.49 a Obr. 13.51, zobrazují maximální kontaktní tlak, resp. maximální poměrné přetvoření, chrupavky na kosti 2 (Tab. 13.6).


1.40 1.20 1.00 0.80 0.60 0.40 0.20 0.00 A1

B1

C1 ZPI_N

D1

E1

F1 G1 Chrupavka ZPI_RD ZPI_UD

H1 ZPI_FL

I1

J1

M1

ZPI_EX

Obr. 13.48 Max. hodnota kontaktních tlaků chrupavek pro všechny řešené polohy zápěstí ve stavu s totální náhradou-Graf A

123



David Krpalek, 2016

1.80 1.60 1.40 1.20 1.00 0.80 0.60 0.40 0.20 0.00 A2

B2

C2

D2

ZPI_N

E2

F2 G2 Chrupavka ZPI_RD ZPI_UD

H2 ZPI_FL

I2

J2

M2

ZPI_EX

Obr. 13.49 Max. hodnota kontaktních tlaků chrupavek pro všechny řešené polohy zápěstí ve stavu s totální náhradou-Graf B


3.50 3.00 2.50 2.00 1.50 1.00 0.50 0.00 A1

B1

C1

D1

ZPI_N

E1 ZPI_RD

F1 G1 Chrupavka ZPI_UD

H1 ZPI_FL

I1

J1

M1

ZPI_EX

Obr. 13.50 Max. hodnota poměrného přetvoření chrupavek pro všechny řešené polohy zápěstí ve stavu s totální náhradou-Graf C


4.00 3.50 3.00 2.50 2.00 1.50 1.00 0.50 0.00 A2

B2

C2 ZPI_N

D2

E2

F2 G2 H2 Chrupavka ZPI_RD ZPI_UD ZPI_FL

I2

J2

M2

ZPI_EX

Obr. 13.51 Max. hodnota poměrného přetvoření chrupavek pro všechny řešené polohy zápěstí ve stavu s totální náhradou-Graf D

U ostatních poloh zápěstí s totální náhradou je maximální hodnota kontaktního tlaku na chrupavce, nacházející se na kosti A2. Pro polohy ZPI_RD, ZPI_UD, ZPI_FL, ZPI_EX, jsou hodnoty maximálního kontaktního tlaku 1.7, 1.5, 0.8, 0.6 MPa a maximální hodnoty poměrného přetvoření hodnot 3.78, 3.33, 1.82, 1.38 [-]. Maximální hodnoty kontaktního tlaku a poměrného přetvoření jsou v poloze ZPI_RD. Rozložení kontaktního tlaku na uvedené chrupavce v distálním pohledu na kosti A2 je znázorněno na Obr. 13.52 až Obr. 13.55.

124


David Krpalek, 2016


Obr. 13.52 ZPI_RD – Kontaktní tlak - chrupavka A2 [x105 Pa]


Obr. 13.53 ZPI_UD - Kontaktní tlak - chrupavka A2 [x105 Pa]

U ZPI_RD a ZPI_UD je maximální hodnota kontaktního tlaku 17 a 15 MPa ve směru dorzálním na kosti mnohostranné větší (Obr. 13.52 a Obr. 13.53).


Obr. 13.54 ZPI_FL - Kontaktní tlak - chrupavka A2 [x105 Pa]


Obr. 13.55 ZPI_EX - Kontaktní tlak - chrupavka A2 [x105 Pa]

V poloze zápěstí ZPI_FL a ZPI_EX dochází k přesunu hodnoty maximálního tlaku 8.2 a 6.2 MPa do střední části (Obr. 13.54 a Obr. 13.55), které jsou velice podobné v obou polohách. Dále jsou uvedené stykové síly (Obr. 13.56), mezi jednotlivými kontaktními dvojicemi chrupavek. Způsob označení jednotlivých kontaktních dvojic je totožný s Tab. 13.6. 250

Styková síla [N]

200 150 100 50 0 A

B

C ZPI_N

D

E

F G Chrupavčitý spoj ZPI_RD ZPI_UD

H ZPI_FL

I

J

M

ZPI_EX

Obr. 13.56 Stykové síly pro všechny řešené polohy zápěstí ve stavu s totální náhradou

Při zatížení jednotlivých kostí metakarpů dochází namáhání všech kostí soustavy, včetně radiální komponenty totální náhrady. Na rozdíl od fyziologického stavu, kdy namáhání ulny tvoří 20% a radia 80%, v případě aplikace totální náhrady je namáháno pouze radium.

125


David Krpalek, 2016

13.2.2. Prezentace výsledků a analýza kortikální kostní tkáně Posouzení namáhání kostní tkáně je opět provedeno pomocí Frostovy teorie, která je popsána v kapitole 8.4. Barevná škála výsledků soustavy s totální náhradou byla použita stejná, jako v případě zápěstního modelu ve fyziologickém stavu. Na obrázku Obr. 13.57 a Obr. 13.58 je vykreslena intenzita přetvoření pro model ZPI_N ve směru dorzálním a palmárním. Jednotlivé kosti soustavy jsou vzájemně posunuty, aby bylo možné vidět intenzitu přetvoření na jednotlivých kostech. Pro ostatní řešené stavy, přiložené v příloze (kapitola 19.3), je intenzita přetvoření ve stejném pohledu jako na Obr. 13.57 a Obr. 13.58.

Obr. 13.57 ZPI_N – intenzita přetvoření kortikální kostní tkáně [-] – pohled dorzálním směrem

Obr. 13.58 ZPI_N – intenzita přetvoření kortikální kostní tkáně [-] – pohled palmárním směrem

Na základě uvedených výsledků kortikální kostní tkáně ZPI_N je zřejmé, že největší přetvoření je v místech styku s totální náhradou. Největší hodnota přetvoření je v kosti člunkové, která je seříznuta a vede skrze ni upínací šroub (Obr. 13.59) spojující karpální komponentu. Na proximální straně (Obr. 13.60) je kost člunkovitá ve styku s karpální komponentou. Hodnoty intenzity přetvoření se nachází ve stavu patologického namáhání. Maximální hodnota intenzity přetvoření je 9000·10-6 [-].

126


Obr. 13.59 Spojení kosti člunkové s karpální komponentou

David Krpalek, 2016

Obr. 13.60 ZPI_N - intenzita přetvoření v kortikální kostní tkáni kosti člunkové– pohled distálním směrem [-]

Obr. 13.61 ZPI_N - intenzita přetvoření v kortikální kostní tkáni kosti člunkové pro ZPI_N – pohled proximálním směrem [-]

V otvoru kosti člunkové je druhá nevyšší hodnota intenzity přetvoření v místě kontaktu s upínacím šroubem (Obr. 13.61). Hodnota intenzity přetvoření je 5300·10-6 [-]. Upínací šroub vede skrze kost člunkovou do kosti mnohohranné menší (Obr. 13.62) a spojuje karpální komponentu. Na vnitřní ploše kortikální kostní tkáni (otvoru šroubu) jsou zvýšené hodnoty intenzity přetvoření. Intenzita přetvoření v této oblasti je ve stavu patologického namáhání s maximální hodnotou 5080·10-6 [-]. Průběh intenzity přetvoření je na Obr. 13.63 a Obr. 13.64.

Obr. 13.62 Spojení kosti mnohohranné menší se šroubem implantátu

Obr. 13.63 ZPI_N - intenzita přetvoření v kortikální kostní tkáni kosti mnohohranné menší - pohled distálním směrem [-]

Obr. 13.64 ZPI_N - intenzita přetvoření v kortikální kostní tkáni kosti mnohohranné menší – pohled proximálním směrem[-]

Druhý upínací šroub, spojující kost hákovou s karpální komponentou, je v mediální směru (Obr. 13.65). V místě styku šroubu s kortikální kostní tkání kosti hákové je maximální hodnota intenzity přetvoření 960·10-6 [-]. Kostní tkáň je ve stavu fyziologického namáhání (Obr. 13.66).

127


Obr. 13.65 Spojení kosti hákové se šroubem implantátu

David Krpalek, 2016

Obr. 13.66 ZPI_N - intenzita přetvoření v kortikální kostní tkáni kosti hákové – pohled distálním směrem [-]

Obr. 13.67 ZPI_N - intenzita přetvoření v kortikální kostní tkáni kosti hákové – pohled proximálním směrem[-]

Na dorzální straně kosti hákové je oblast, ve které má intenzita přetvoření vyšší hodnoty než v otvoru pro šroub implantátu (Obr. 13.67). V této oblasti je úpon vazu L32 (Tab. 8.2), spojující tuto kost s kostí hlavatou. Maximální hodnota intenzity přetvoření v této oblasti je 700·10-6 [-]. Kostní tkáň je ve stavu mírného přetížení. Dřík karpální komponenty je umístěn v kosti hlavaté, která je seříznutá (Obr. 13.68). Maximální hodnota intenzita přetvoření na této kosti je 2050·10-6 [-]. Průběh intenzity přetvoření je na Obr. 13.69 a Obr. 13.70.

Obr. 13.68 Spojení kosti hlavaté s karpální komponentou implantátu

Obr. 13.69 ZPI_N - intenzita přetvoření v kortikální kostní tkáni kosti hlavaté– pohled distálním směrem [-]

Obr. 13.70 ZPI_N - intenzita přetvoření v kortikální kostní tkáni kosti hlavaté – detail – pohled distálním směrem [-]

Zatížení na metakarpálních kostech způsobuje namáhání karpální a radiální komponenty totální náhrady a radia. Karpální komponenta implantátu je aplikovaná do radia (Obr. 13.71). V místě kontaktu karpální komponenty a radia je intenzita přetvoření rovnoměrně rozložena s maximální hodnotou 1700·10-6 [-], kostní tkáň radia je částečně ve stavu fyziologického zatěžování a mírného přetížení na mediální straně radia (Obr. 13.73).

128


Obr. 13.71 Spojení radia s radiální komponentou implantátu

David Krpalek, 2016

Obr. 13.72 ZPI_N - intenzita přetvoření v kortikální kostní tkáni kosti radia [-]

Obr. 13.73 ZPI_N - intenzita přetvoření v kortikální kostní tkáni radia pro– detail – pohled proximálním směrem[-]

K většímu namáhání radia dochází ve spodní části, kde hlavice přechází do těla radia (Obr. 13.72). Maximální hodnota intenzita přetvoření v tomto místě je 4600·10-6 [-] a kostní tkáň radia je částečně ve stavu patologického zatěžování (Obr. 13.74 a Obr. 13.75).

Obr. 13.74 ZPI_N - vektor namáhání radia – pohled dorzálním směrem

Obr. 13.75 ZPI_N - vektor namáhání radia – pohled laterálním směrem

Podle Frostovy teorie jsou metakarpální kosti a kost mnohohranná větší ve stavu fyziologického namáhání. Ulna není namáhána. Pro celkové zhodnocení stavu kortikální kostní tkáně, ve všech řešených polohách, je na Obr. 13.76 zobrazen spojnicový graf s maximálními hodnoty intenzity přetvoření.

129


David Krpalek, 2016

Intenzita přetvoření 10-6[-]

16000

Karpální kosti

14000 12000 10000 8000 6000 4000 2000 0

Kost ZPI_N

ZPI_RD

ZPI_UD

ZPI_FL

ZPI_EX

Obr. 13.76 Max. hodnoty intenzity přetvoření v kortikální kosti pro všechny řešené polohy zápěstí ve stavu s totální náhradou

Z grafu na Obr. 13.76 je zřejmé, že největší změny a hodnoty v intenzitě přetvoření, v závislosti na poloze zápěstí, jsou v oblasti karpálních kostí. V této skupině kostí je nejvíce namáhána kost člunkovitá a kost mnohohranná větší. Intenzita přetvoření na kosti člunkové a kosti mnohohranné větší je v rozsahu 8000 - 14500 ·10-6 [-], resp. 5800 – 11800 ·10-6 [-] ve všech řešených polohách. Kosti se nachází ve stavu patologického přetížení. Patologické přetížení je v relativně malé oblasti a podstatný růst sklerotické kostní tkáně, který způsobí křehké porušení kosti, zřejmě závisí také na charakteru zátěžného cyklu. Pokud zatížení střídá dostatečně dlouhá prodleva, nedojde ke křehkému porušení kosti. Rozložení intenzity přetvoření pro všechny řešené polohy je zobrazeno na Obr. 13.77 až Obr. 13.80. Maximální hodnoty přetvoření se nachází na stejných místech a k největší intenzity přetvoření dochází v ZPI_RD.

Obr. 13.77 ZPI_RD - intenzita přetvoření v kortikální kostní tkáni radia [-]

130

Obr. 13.78 ZPI_UD - intenzita přetvoření v kortikální kostní tkáni radia [-]


Obr. 13.79 ZPI_FL - intenzita přetvoření v kortikální kostní tkáni radia [-]

David Krpalek, 2016

Obr. 13.80 ZPI_EX - intenzita přetvoření v kortikální kostní tkáni radia [-]

13.2.3. Prezentace výsledků a analýza spongiózní kostní tkáně Stav spongiózní kostní tkáně je posouzen stejným způsobem jako u zápěstí ve fyziologickém stavu, tedy pomocí Frostovy hypotézy. Barevná škála pro označení jednotlivých poloh byla použita stejná jako na Obr. 13.21. Pro zvýraznění přetvoření spongiózní tkáně vůči kortikální je na Obr. 13.81 a Obr. 13.82 zobrazen řez ZPI_N v palmární směru, kde první obrázek ZPI_N - A (Obr. 13.81) zobrazuje řez palmárním směrem a a druhý ZP_N - B (Obr. 13.82) dorzálním směrem.

Obr. 13.81 ZPI_N - intenzita přetvoření v řezu – A [-]

Obr. 13.82 ZPI_N - intenzita přetvoření v řezu – B [-]

131


David Krpalek, 2016

Na obrázcích je vidět, že na povrchu kortikální kostní tkáně je hodnota intenzity přetvoření malá. Kostní tkáň je ve stavu fyziologického namáhání a mírného přetěžování. Ve spongiózní kostní tkáni, dle Frostovy hypotézy, dochází k patologickému přetěžování. Na základě Keavenovy studie se uvádí, že ve spongiózní kostní tkáni nedochází k patologickým změnám, jestliže ε < 0.5. Pro porovnání stavu spongiózní tkáně ve všech řešených polohách, jsou na obrázcích (Obr. 13.83 - Obr. 13.85, Obr. 13.93 a Obr. 13.95) zobrazeny intenzity přetvoření ve škále, dle Frostovy hypotézy, viz Obr. 13.21.

Obr. 13.83 ZPI_N - intenzita přetvoření ve spongiózní kostní tkáni [-]

Obr. 13.84 ZPI_RD - intenzita přetvoření ve spongiózní kostní tkáni [-]

Obr. 13.85 ZPI_UD - intenzita přetvoření ve spongiózní kostní tkáni [-]

Z výsledků intenzity přetvoření pro všechny řešené stavy je patrné, že maximálních hodnot dosahují kosti, jež jsou v kontaktu s totální náhradou. Mezi nejvíce namáhanou kostí se řadí radium, v místě otvoru pro radiální komponentu totální náhrady, v dorzálním směru (Obr. 13.86). Maximální hodnota intenzity přetvoření je 6200 ·10-6 [-]. Řez radiem je zobrazen na Obr. 13.87 a Obr. 13.88.

132


David Krpalek, 2016

Obr. 13.86 ZPI_N - intenzita pře- Obr. 13.87 ZPI_N - intenzita přetvo- Obr. 13.88 ZPI_N - intenzita přetvotvoření spongiózní kosti – radius – ření spongiózní kosti – radius – ření spongiózní kosti – radius – řez proximálním směrem (ulna dorzálně laterální řez (ulna vlevo)[-] dorzálně mediální řez (ulna vpravo) vlevo) [-] [-]

Místo s maximální hodnotou intenzity přetvoření radia zůstává ve všech řešených polohách zápěstí na stejném místě, liší se pouze její hodnota. Průběh intenzity přetvoření je zobrazen na Obr. 13.89 až Obr. 13.92.

Obr. 13.89 ZPI_RD - intenzita přetvoření ve spongiózní kostní tkáni– radius [-]

Obr. 13.90 ZPI_UD - intenzita přetvoření ve spongiózní kostní tkáni – radius [-]

Obr. 13.91 ZPI_EX - intenzita přetvoření ve spongiózní kostní tkáni – radius [-]

Obr. 13.92 ZPI_FL - intenzita přetvoření ve spongiózní kostní tkáni – radius [-]

133


David Krpalek, 2016

Dále, ve všech řešených polohách je hodnota intenzita přetvoření radia maximální ve směru palmární, kromě ZPI_FL, kde maximální hodnota intenzity přetvoření se přesunula ve směru dorzálním, jak je viditelné na Obr. 13.93 a Obr. 13.94.

Obr. 13.93 ZPI_FL - intenzita přetvoření ve spongiózní kostní tkáni – pohled palmárním směrem [-]

Obr. 13.94 ZPI_FL - intenzita přetvoření ve spongiózní kostní tkáni – pohled dozrálním směrem [-]

Obr. 13.95 ZPI_EX - intenzita přetvoření ve spongiózní kostní tkáni – pohled palmárním směrem [-]

V karpální oblasti je mezi nejvíce namáhaná kostní tkáň na kosti mnohohranné menší a kosti člunkové (Obr. 13.96). Skrze tyto kosti prochází fixační šroub implantátu, jenž je uvažován v této studii jako plně oseointegrováný. Průběh intenzity přetvoření pro obě zmíněné kosti je zobrazena na Obr. 13.97. Na kosti člunkové je zřetelný „otisk“ od okraje radiální komponenty (Obr. 13.97). Hodnota maximální intenzity přetvoření, u kosti mnohohranné menší a kosti člunkové, se nachází ve vnitřní kavitě, v místě zakončení fixačního šroubu (Obr. 13.98).

Obr. 13.96 Interakce kosti mnohohranné menší a člunkové s fixačním šroubem implantátu

Obr. 13.97 ZPI_N - intenzita přetvoření ve spongiózní kostní tkáni – kost mnohohranná menší a člunkovitá [-]

Obr. 13.98 ZPI_N - intenzita přetvoření ve spongiózní kostní tkáni – kost mnohohranná menší – Pohled distálním směrem [-]

Pro ostatní řešené polohy zápěstí jsou místa s maximální hodnotou intenzity přetvoření totožné, mění se pouze hodnota intenzity přetvoření.

134


David Krpalek, 2016

Druhý fixační šroub je umístěn do kosti hákové (Obr. 13.99). Průběh intenzity přetvoření je zobrazena na Obr. 13.100 a maximální hodnoty intenzity přetvoření je v otvoru pro fixační šroub (Obr. 13.101).

Obr. 13.99 Interakce kosti hákové s fixačním šroubem implantátu

Obr. 13.100 ZPI_N - intenzita přetvoření ve spongiózní kostní tkáni – kost háková [-]

Obr. 13.101 ZPI_N - intenzita přetvoření ve spongiózní kostní tkáni – kost háková – Pohled distálním směrem [-]

Pro ostatní řešené polohy zápěstí jsou místa s maximální hodnotou intenzity přetvoření totožné, mění se pouze hodnota intenzity přetvoření, jako v případě kosti mnohohranné menší a kosti člunkové. Poslední kostí, jež je v interakci s totální náhradou, je kost hlavatá (Obr. 13.102). Průběh intenzity přetvoření je zobrazen na Obr. 13.103 a maximální hodnoty je dosaženo v otvoru pro dřík karpální komponenty (Obr. 13.104).

Obr. 13.102 Interakce kosti hákové s fixačním šroubem implantátu

Obr. 13.103 ZPI_N - intenzita přetvoření ve spongiózní kostní tkáni – kost hlavatá [-]

Obr. 13.104 ZPI_N - intenzita přetvoření ve spongiózní kostní tkáni – kost hlavatá – Pohled distálním směrem [-]

Pro ostatní řešené polohy zápěstí jsou místa s maximální hodnotou intenzity přetvoření totožné, mění se pouze hodnota intenzity přetvoření Maximální hodnoty intenzity přetvoření pro všechny řešené polohy zápěstí jsou zobrazeny ve spojnicovém grafu na Obr. 13.105.

135


David Krpalek, 2016

Intenzita přetvoření 10-6 [-]

70000

Karpální kosti

60000 50000 40000 30000 20000 10000 0

Kost ZPI_N

ZPI_RD

ZPI_UD

ZPI_FL

ZPI_EX

Obr. 13.105 Maximální intenzita přetvoření spongiózní kosti se zápěstním implantátem pro všechny stavy natočení

Maximální hodnota intenzity přetvoření je v ZPI_RD u radia. Maximální hodnota intenzity přetvoření je 64200 ·10-6 [-]. Druhou, nejvíce namáhanou kostí, je kost mnohohranná menší. Maximální hodnota intenzity přetvoření je 34400 ·10-6 [-]. Všechny hodnoty jsou menší než 0.5, což podle Keavenema znamená, že deformace nezpůsobuje patologické změny.

136


David Krpalek, 2016

13.2.4. Prezentace výsledků a analýza vazů K posouzení vazů u zápěstí s totální náhradou, stejně jako u modelu ve fyziologickém stavu, byla použita veličina poměrného protažení. Maximální hodnoty protažení jednotlivých vazů řešených poloh jsou uvedeny v Tab. 13.7. Tab. 13.7 Maximální hodnoty poměrného protažení pro všechny řešené polohy zápěstí ve stavu s totální náhradou Stav natočení Označení Vaz spojující Přetvoření [-] zápěstí vazu ZPI_N

0.35 (35%)

ZPI_RD L8

II. metakarp

ZPI_UD


ZPI_FL ZPI_EX

0.35 (35%) 0.28 (28%) 0.20 (20%)

L42


kost člunkovitá

0.16 (16%)

V řešených polohách ZPI_N, ZPI_RD, ZPI_UD a ZPI_FL je maximální hodnota poměrného prodloužení v rozsahu 0.20 – 0.35 [-], resp. 20 – 35%. Uvedený rozsah se nachází pod maximálním protažením 150%, z čehož vyplývá, že nedochází k meznímu stavu. Hodnoty maximálního poměrného protažení, pro všechny řešené polohy a všechny vazy jsou zobrazeny na Obr. 13.106. Maximální síly ve vazu, pro všechny řešené polohy zápěstí ve stavu s totální náhradou jsou uvedeny v Tab. 13.8 Z hlediska celkového přenášení síly, opět pro jednotlivé stavy natočení zápěstí, je uvedena Tab. 13.8 zobrazující maximální hodnoty vztažené k vazům. Tab. 13.8 Maximální síly ve vazu pro všechny řešené polohy zápěstí ve stavu s totální náhradou Stav natočení Označení Vaz spojující Síla [N] zápěstí vazu ZPI_N 31.1 ZPI_RD 31.9 ZPI_UD L32 kost háková kost hlavatá 26.9 ZPI_FL 23.6 ZPI_EX 21.2

Vaz L32 spojující kost hákovou s kostí hlavatou přenáší největší síly ve všech řešených polohách. Její hodnota je v rozsahu 31.9 – 21.2 N. Velikosti sil jednotlivých vazů pro všechny řešené polohy zápěstí s totální náhradou jsou uvedeny ve spojnicovém grafu Obr. 13.107.

137

138

Obr. 13.107 Velikosti sil jednotlivých vazů pro všechny řešené polohy zápěstí ve stavu s totální náhradou

Obr. 13.106 Poměrné protažení jednotlivých vazů pro všechny řešené polohy zápěstí ve stavu s totální náhradou

Biomechanická studie ruky David Krpalek, 2016


David Krpalek, 2016

13.2.5. Prezentace výsledků a analýza totální náhrady Jednotlivé komponenty totální náhrady jsou vyrobené z materiálů, u nichž jsou známé hodnoty meze kluzu. Radiální, karpální komponenta a šrouby jsou vyrobeny z kobalt-chrom-molybdenové slitiny (CoCrMo), jejíž mez kluzu je uvažována 517 MPa (viz kapitola 10.3.1). Polyetylenová část karpální komponenty je vyrobena z ultra vysokomolekulárního polyetylénu (UHMWPe), jehož mez kluzu je 21 MPa (viz kapitola 10.3.2). Na základě stanovené hodnoty meze kluzu je možné provést kontrolu z hlediska mezních stavu pružnosti. Proto je na obrázcích vykreslena hodnota redukovaného napětí, dle Von Misesovi podmínky (redukované napětí HMH). První vyhodnocovanou komponentou je komponenta radiální, jejíž oseointegrovaný dřík je v přímém kontaktu se spongiózní a kortikální kostní tkání s polyethylenovou částí karpální komponenty. Hodnota stykové síly pro ZPI_N, získané z výpočtového modelu, je 647.6 N. Vektor stykové síly je zobrazen na Obr. 13.108.

Obr. 13.108 Styková síla radiální komponenty – dorzální (vlevo) a laterální (vpravo) pohled

Na Obr. 13.109 je vykresleno redukované napětí HMH radiální komponenty v palmárního (vlevo), dorzálním (uprostřed) a proximálním směru (vpravo) pro ZPI_N. Maximální napětí radiální komponenty je na okraji na straně v mediální směru (Obr. 13.109), v místě kontaktu s polyetylenovou částí karpální komponenty. Hodnota redukovaného napětí je 68 MPa.

Obr. 13.109 ZPI_N - redukované napětí HMH [MPa] radiální komponenty totální náhrady

Dále, na mediální straně je zřetelné zvýšené napětí, které přechází palmárním směrem (Obr. 13.109). Hodnota redukovaného napětí je 38 MPa.

139


David Krpalek, 2016

Na vnější radiální komponenty, kde je kontakt radiální komponenty a radia (Obr. 13.110), dochází k tlakovému namáhání (Obr. 13.111). Redukované napětí v tomto místě je 33 MPa a hlavní napětí S3 -59 MPa.

Obr. 13.110 Model radia s radiální komponentou totální náhrady

Obr. 13.111 ZPI_N - Hlavní napětí S3 [MPa] radiální komponenty totální náhrady

Karpální komponenta je oseointegrována do kosti hlavaté. Skrze otvory po stranách jsou vedeny fixační šrouby do karpálních kostí, což je detailněji popsáno v předchozích kapitolách. Redukované napětí této komponenty je vykresleno na Obr. 13.112 a maximální hodnota redukovaného napětí 157 MPa pro ZPI_N je v místě otvoru pro fixační šroub.

Obr. 13.112 ZPI_N - Redukované napětí HMH [MPa] radiální komponenty totální náhrady

Fixační šrouby, umístěné na laterálním a mediálním směru, jsou na hlavové straně šroubu zajištěny v karpální komponentě. Šroub v mediálním směru je umístěn do kosti hákové a hodnota maximálního redukovaného napětí je 97 MPa v ZPI_N (Obr. 13.113). Maximální napětí je na spodní straně hlavy šroubu.

140


Obr. 13.113 ZPI_N - redukované napětí HMH [MPa] na fixačním šroubu v mediálním směru

David Krpalek, 2016

Obr. 13.114 ZPI_N - redukované napětí HMH [MPa] na fixačním šroubu v laterálním směru

Šroub v laterárním směru je v kosti člunkové a mnohohranné menší. Na distální i proximální straně je opět zajištěn v karpální komponentě. Maximálního hodnota redukované napětí 180 MPa (Obr. 13.114) je v ZPI_N, na hlavě šroubu. Polyethylenová část karpální komponenty je v přímém kontaktu s radiální komponentou v proximálním směru a s karpální komponentou ve směru distálním. V distálním směru jsou umístěny oba fixační šrouby, které jsou při tlakovém namáhání v kontaktu s uvedenou komponentou. V případě kontaktu s radiální komponentou, je maximální redukované napětí hodnoty 8.8 MPa v ZPI_N (Obr. 13.115). Oblast největšího zatížení je dobře patrná u kontaktu s radiální komponentou.

Obr. 13.115 ZPI_N - redukované napětí HMH [MPa] polyethy. části karpální komponenty – proximální směr

Obr. 13.116 ZPI_N - redukované napětí HMH [MPa] polyethy. části karpální komponenty – distální směr

V distálním směru je největší redukované napětí v místě pro fixační šroub v mediálním směru pro ZPI_N. Hodnota redukovaného napětí je 19 MPa (Obr. 13.116 a Obr. 13.117). Namáhání polyetylenové části karpální komponenty, od karpální komponenty a obou fixačních šroubů, je viditelné na Obr. 13.118. Hodnota stykové síly 647.6 N, je rozdělena v poměru 73% na karpální komponentu, 25% na fixační šroub nacházející mediálním směrem a 2% na fixační šroub nacházející laterálním směrem.

141


David Krpalek, 2016

Obr. 13.117 ZPI_N - redukované napětí HMH [MPa] polyethy. části karpální komponenty

Obr. 13.118 Vektor stykové síly působící na polyethylenovou část karpální kom. radia – dorzální pohled

Maximální hodnoty redukovaného napětí jednotlivých komponent totální náhrady, ve všech řešených polohách zápěstí, jsou pod hodnotou meze kluzu (Obr. 13.119). Hodnota maximálního redukované napětí radiální komponenty je 111 MPa, v ZPI_RD. Hodnota maximálního redukované napětí karpální komponenty je 157 MPa, v ZPI_N. Hodnota maximálního redukované napětí u polyetylenové části karpální komponenty, ve všech řešených polohách, je v rozmezí 12.0 – 20.3 MPa. Maximální hodnota je v ZPI_RD. Maximální hodnota redukované napětí fixačních šroubů 180 MPa, v ZPI_N. 200

Redukované napětí [MPa]

180 160 140 120 100 80 60 40 20 0 Radiální komponenta ZPI_N

Karpální komponenta ZPI_RD

Polyethylenová část karpální komponenty ZPI_UD

Mediální šroub

ZPI_FL

Laterální šroub

ZPI_EX

Obr. 13.119 Hodnoty redukovaného napětí HMH jednotlivých komponent totální náhrady ve všech řešených polohách

142


14.

David Krpalek, 2016

Závěr

Cílem této práce bylo provedení biomechanické studie a deformačně-napěťové analýzy zápěstí ve fyziologickém stavu a po aplikaci totální náhrady „RE-MOTION™ Total Wrist“. Biomechanická studie byla provedena s použitím výpočtového řešení deformace a napjatosti metodou konečných prvků, výpočtovým systémem ANSYS Workbench a ANSYS APDL. K vytvoření trojrozměrného modelu geometrie zápěstí, na základě dat získaných z počítačové tomografie, bylo využito metody zpracování obrazu a segmentace s využitím softwaru STL Model Creator. Model zápěstí s implantátem ReMotion byl vytvořen kompozicí vytvořeného modelu totální náhrady, fyziologického modelu zápěstí s ohledem na dokumentaci výrobce. Zápěstí se skládá z osmi karpálních kostí, ulny, distálního radia a pěti metakarpálních kostí. V okolí karpálních kostí se dále nachází měkké tkáně, mezi které paří vazy, vzájemně spojující jednotlivé karpální kůstky, dále šlachy, kosti ruky a předloktí. Mezi jednotlivými kostmi se nachází chrupavka, která je tvořena buňkami zvanými chondrocyty, které jsou obsažené v mezibuněčné hmotě obsahující kolagenní nebo elastická vlákna. Předložená práce je prvotní na ÚMTMB a pozornost byla zaměřena především na vytvoření výpočtového modelu zápěstí ve fyziologickém stavu a ve stavu po zavedení totální náhrady. Prvky spongiózní a kortikální kostní tkáně řešené soustavy, byly kvůli složitosti zápěstí, modelovány homogenním lineárně pružným izotropním modelem materiálu. Kloubní chrupavka má charakter dvoufázového kontinua (vykazuje vlastnosti kapalné a pevné složky). Pro zachování uvedeného kontinua byly v předložené práci chrupavky modelovány hyperelastickým dvou parametrickým Mooney-Rivlinůvovým modelem materiálu. Rozsah pohybu zápěstí ve fyziologickém stavu při flexi, extenzi a radio-ulnární deviaci je značný. Při maximálním zatížení zápěstí nelze maximálních hodnot flexe, extenze a radio-ulnární deviace dosáhnout. V jednotlivých polohách dochází k odlišným zátěžným podmínkám. Z důvodu posouzení jednotlivých poloh, byly vytvořeny modely pěti variant odlišující se polohou zápěstí. Poloha byla neutrální, kdy třetí metakarp je v rovnoběžné poloze s radiem, a čtyři polohy ve směru radiálním, ulnárním, flexi a extenzi. Vytvoření modelu zatížení je velmi obtížné. Hodnoty zatěžujících sil byly určeny na základě měření úchopové síly v neutrální pozici [114]. Při natočení zápěstí dochází ke změně maximálních hodnot působících sil na metakarpální kosti. Při radiální a ulnární deviaci dochází k poklesu působící síly na první metakarpální kost, která je nejvíce zatěžovanou kostí metakarpu, přibližně o 15%, při flexi zápěstí o 33% a extenzi o 17% [115]. V tomto poměru byly upraveny maximální působící síly na zápěstí v neutrální poloze. Při následné analýze stykových sil bylo zjištěno, že 20% zatížení způsobí namáhání ulny a 80% radia. Uvedené hodnoty se shodují se závěry Gislasona, které uveřejnil ve své experimentální studii [40]. Deformačně napěťová analýza zápěstí s totální náhradou byla provedena se stejným modelem zatížení. Analýza zápěstí ve fyziologickém stavu a stavu s totální náhradou byla provedena se zaměřením na chrupavku, kortikální a spongiózní kostní tkáň, vazy a jednotlivé komponenty totální náhrady Re-Motion™ Total Wrist. Z prezentovaných výsledků pro chrupavku, ve fyziologickém zápěstí, lze tvrdit, že v poloze ZP_RD (radiální deviace) kontaktní tlak vzrostl o 300% ve srovnání s kontaktním tlakem ostatních řešených stavech. Hodnota maximálního kontaktního tlaku 2.7 MPa a poměrného přetvoření 6% je na chrupavce G2. Tato hodnota poměrného přetvoření je nižší než mezní hodnota 30%, která je

143


David Krpalek, 2016

uvedena ve studii [158] pojednávající o chrupavkách a jejich chování při tlakovým namáháním. Při překročení 30% poměrného přetvoření dochází k nevratnému porušení chrupavčité tkáně. Z prezentovaných výsledků pro kortikální kostní tkáň ve fyziologickém stavu je zřejmé, že největší změny a hodnoty v intenzitě přetvoření, v závislosti na poloze zápěstí, jsou v oblasti karpálních kostí a radia s ulnou. V této skupině kostí je nejvíce namáhána kost mnohohranná menší a to ve stavu ZP_N. Kost se nachází ve stavu patologického přetížení. Patologické přetížení je v relativně malé oblasti a podstatný růst sklerotické kostní tkáně, který způsobí křehké porušení kosti, zřejmě závisí také na charakteru zátěžného cyklu. Z prezentovaných výsledků pro spongiózní kostní tkáň ve fyziologickém stavu je patrné, že maximálních hodnot intenzity přetvoření je v poloze ZP_EX. Maximální hodnota intenzity přetvoření spongiózní tkáně radia je 9200·10-6 [-]. Tato hodnota je menší než 0.5, což podle Keavenema [70] znamená, že deformace nezpůsobuje patologické změny Vazy tvoří vazbu mezi jednotlivými kostmi. V rámci této práce byly vazy modelovány pruty s podmíněnou funkčností v tahu. Maximální hodnota poměrného protažení je v poloze ZP_RD, u vazu L7 spojující druhý a třetí metakarpus a činí 1.09 [-], resp. 109%. Toto poměrné protažení je pod maximální hodnotou, nedochází tedy k patologickým změnám. Největší síla je v poloze zápěstí ZP_RD ve vazu L43, spojující kost mnohohrannou větší s kostí člunkovitou. Její hodnota je 140.7 N. Z prezentovaných výsledků pro chrupavku, ve stavu s totální náhradou, lze tvrdit, že maximální hodnota kontaktního tlaku na chrupavce, nacházející se na kosti A2. Pro polohy ZPI_RD, ZPI_UD, ZPI_FL, ZPI_EX, jsou hodnoty maximálního kontaktního tlaku 1.7, 1.5, 0.8, 0.6 MPa a maximální hodnoty poměrného přetvoření hodnot 3.78, 3.33, 1.82, 1.38 [-]. Maximální hodnoty kontaktního tlaku a poměrného přetvoření jsou v poloze ZPI_RD. Z prezentovaných výsledků pro kortikální kostní tkáň ve stavu s totální náhradou je zřejmé, že největší změny a hodnoty v intenzitě přetvoření, v závislosti na poloze zápěstí, jsou v oblasti karpálních kostí. V této skupině kostí je nejvíce namáhána kost člunkovitá a kost mnohohranná větší. Intenzita přetvoření na kosti člunkové a kosti mnohohranné větší je v rozmezí hodnot 8000 14500 ·10-6 [-], resp. 5800 – 11800 ·10-6 [-] ve všech řešených polohách. Kosti se nachází ve stavu patologického přetížení. Patologické přetížení je v relativně malé oblasti a podstatný růst sklerotické kostní tkáně, který způsobí křehké porušení kosti, zřejmě závisí také na charakteru zátěžného cyklu. Z prezentovaných výsledků pro spongiózní kostní tkáň ve fyziologickém stavu je patrné, že maximální hodnota intenzity přetvoření je v ZPI_RD u radia. Maximální hodnota intenzity přetvoření je 64200 ·10-6 [-]. Druhou, nejvíce namáhanou kostí, je kost mnohohranná menší. Maximální hodnota intenzity přetvoření je 34400 ·10-6 [-]. Všechny hodnoty jsou menší než 0.5, což podle Keavenema znamená, že deformace nezpůsobuje patologické změny. Z prezentovaných výsledků pro spongiózní kostní tkáň ve fyziologickém stavu je evidentní, že v řešených polohách ZPI_N, ZPI_RD, ZPI_UD a ZPI_FL je maximální hodnota poměrného prodloužení v rozsahu 0.20 – 0.35 [-], resp. 20 – 35%. Uvedený rozsah se nachází pod maximálním protažením 150%, z čehož vyplývá, že nedochází k meznímu stavu. Největší síla je v poloze zápěstí ZP_N ve vazu L32, spojující kost hákovou s kostí hlavatou. Její hodnota je 31.1 N. Totální náhrada Re-Motion™ Total Wrist, resp. její komponenty, byly analyzovány na základě redukovaného napětí, dle von Misesovi podmínky. Maximální hodnoty redukovaného napětí

144


David Krpalek, 2016

jednotlivých komponent totální náhrady, ve všech řešených polohách zápěstí, jsou pod hodnotou meze kluzu. Hodnota maximálního redukované napětí radiální komponenty je 111 MPa a bezpečnost vůči mezi kluzu 4.6 [-], v ZPI_RD. Hodnota maximálního redukované napětí karpální komponenty je 157 MPa a bezpečnost vůči mezi kluzu 3.2 [-], v ZPI_N. Hodnota maximálního redukované napětí u polyetylenových částí karpální komponenty, ve všech řešených polohách, v rozmezí 12.0 – 20.3 MPa a bezpečnost vůči mezi kluzu 1.03 [-]. Maximální hodnota je v ZPI_RD. Maximální hodnota redukované napětí fixačních šroubů 180 MPa a bezpečnost vůči mezi kluzu 2.8 [-], v ZPI_N.

14.1. Náměty k dalšímu řešení 1) Tvorba modelu spongiózní kostní tkáně na úrovni trámečků v oblasti jednotlivých komponent totální náhrady, jež by měli za následek podrobnější rozložení intenzity přetvoření v řešené oblasti. 2) Vyšší úroveň materiálu měkkých tkání (chrupavek a vazů), které by lépe respektovali rozložení napětí v oblasti kontaktů s tvrdými tkáněmi. 3) Modelovaný závit jednotlivých fixačních šroubů, které by vedly k podrobnější analýze struktury rozložení intenzity přetvoření.

145


146

David Krpalek, 2016


15.

David Krpalek, 2016

Tvůrčí činnost 15.1. Publikace

2013 VALÁŠEK, J.; EBRINGEROVÁ, V.; ŘEHÁK, K.; KRPALEK, D.; FLORIAN, Z.; Study of straight and oblique mandible fracture behavior in the chin section. Applied Mechanics and Materials, 2013, roč. 245, č. 1, s. 74-79. ISSN: 1660-9336.

2012 PRÁŠILOVÁ, E.; MARCIÁN, P.; KRPALEK, D.; ŘEHÁK, K.; MALINA, R.; KONEČNÁ, V.; Comparative Study of Mechanical Properties of Bone Tissue Based on the CT and the micro- CT Slices. Applied Mechanics and Materials, 2012, roč. 2012, č. 232, s. 152-156. ISSN: 1660-9336. VALÁŠEK, J.; ŘEHÁK, K.; KRPALEK, D.; EBRINGEROVÁ, V.; FLORIAN, Z.; Finite Element Analysis of Mandible Reconstruction Plate in the case of Symphysis fracture. Advanced Materials Research, 2012, roč. 472475, č. 1, s. 1524-1527. ISSN: 1022-6680. VALÁŠEK, J.; MARCIÁN, P.; ŘEHÁK, K.; KRPALEK, D.; FLORIAN, Z.; STRESS-STRAIN ANALYSIS OF RESTORED FIRST MOLAR TOOTH WITH CAVITY OF CLASS II. Engineering Mechanics, 2012, roč. 19, č. 2, s. 1-11. ISSN: 1802-1484.

2011 VALÁŠEK, J.; MARCIÁN, P.; KRPALEK, D.; ŘEHÁK, K.; MANEK, F.; FLORIAN, Z.; Stress Strain Analysis Of Restored First Molar With Cavity Of Class I. In Engineering Mechanics 2011, 17th International Conference. 1. Prague: Institute of Thermomechanics, 2011. s. 635-638. ISBN: 978-80-87012-33-8. KRPALEK, D.; VALÁŠEK, J.; FLORIAN, Z.; MARCIÁN, P.; ŘEHÁK, K.; MANEK, F.; Stress Strain Analysis of Human Wrist and Interaction between Carpal Bones. In 13th Conference APPLIED MECHANICS 2011. Velké Bílovice: Ústav fyziky materiálů AV ČR, 2011. s. 119-122. ISBN: 978-80-87434-03-1. MARCIÁN, P.; BORÁK, L.; VALÁŠEK, J.; KRPALEK, D.; ŘEHÁK, K.; NAVRÁTIL, P.; Creation of Computational Models of Cancellous Bone. In Engineering Mechanics 2011, 17th International Conference. 1. Prague: Institute of Thermomechanics, 2011. s. 379-382. ISBN: 978-80-87012-33-8. MARCIÁN, P.; VALÁŠEK, J.; KRPALEK, D.; BORÁK, L.; KONEČNÝ, O.; VAŠEK, M.; FLORIAN, Z.; Computational Model of Cancellous bone. Micro - CT User Meeting 2011 Abstract Book. 1. Belgie: SkyScan, 2011. s. 262-263. ISBN: 978-90-81678-100. MARCIÁN, P.; KONEČNÝ, O.; BORÁK, L.; VALÁŠEK, J.; ŘEHÁK, K.; KRPALEK, D.; FLORIAN, Z.; On the Level of Computational Models in Biomechanics Depending on Gained Data from Ct/Mri and Micro-Ct. In MENDEL 2011 - 17th International Conference on Soft Computing. 1. Brno: Brno University of Technology, 2011. s. 255-267. ISBN: 978-80-214-4302-0. ŘEHÁK, K.; FLORIAN, Z.; KRPALEK, D.; MARCIÁN, P.; MATUG, M.; VALÁŠEK, J.; Stress analysis of BurchSchneider cage. In Engineering Mechanics 2011, 17th International Conference. 1. Prague: Institute of Thermomechanics, 2011. s. 523-526. ISBN: 978-80-87012-33-8. MARCIÁN, P.; VALÁŠEK, J.; KRPALEK, D.; ŘEHÁK, K.; FLORIAN, Z.; NAVRÁTIL, P.; Computational modeling of dental implant interaction with bone tissue. In 13th Conference APPLIED MECHANICS 2011. Velké Bílovice: Ústav fyziky materiálů AV ČR, 2011. s. 139-142. ISBN: 978-80-87434-03-1. VALÁŠEK, J.; ŘEHÁK, K.; KRPALEK, D.; MARCIÁN, P.; FLORIAN, Z.; Stress Strain Analysis Of Save Firsth Molar Tooth With Cavity Of Class II. In 13th Conference APPLIED MECHANICS 2011. Velké Bílovice: Institute of Physics of Materials, Academy of Science of the Czech Republic, 2011. s. 227-230. ISBN: 978-80-87434-03-1.

147


David Krpalek, 2016

ŘEHÁK, K.; FLORIAN, Z.; MARCIÁN, P.; VALÁŠEK, J.; KRPALEK, D.; MATUG, M.; Strain stress study of hip joint with Burch- Shneider cage. In 13th Conference APPLIED MECHANICS 2011. Velké Bílovice: Ústav fyziky materiálů AV ČR, 2011. s. 175-178. ISBN: 978-80-87434-03-1.

2010 KRPALEK, D.; MARCIÁN, P.; BORÁK, L.; FLORIAN, Z.; VALÁŠEK, J.; MATUG, M.; KONEČNÝ, O. Stress - strain analysis of human wrist. Computational Mechanics 2010. Plzeň: Západočeská univerzita, 2010. ISBN: 978-80-7043-919-7. MARCIÁN, P.; FLORIAN, Z.; BORÁK, L.; KRPALEK, D.; VALÁŠEK, J. Biomechanical Study of Disk Implants, Part II. Engineering Mechanics, 2010, roč. 17, č. 2, s. 111-121. ISSN: 1802-1484. VALÁŠEK, J.; MARCIÁN, P.; BORÁK, L.; FLORIAN, Z.; KRPALEK, D.; KONEČNÝ, O. Stress - strain analysis of human mandible fixator. Computational Mechanics 2010. Plzeň: Západočeská univerzita, 2010. ISBN: 978-80-7043-919-7. VALÁŠEK, J.; MARCIÁN, P.; KRPALEK, D.; BORÁK, L.; FLORIAN, Z.; KONEČNÝ, O. Material Properties of Bone Tissue Obtained from CT for Biomechanics Purposes. In MENDEL 2010. Mendel Journal series. MENDEL. Brno: BUT FME Brno, 2010. s. 483-490. ISBN: 978-80-214-4120- 0. ISSN: 1803-3814. MATUG, M.; MIŠUN, V.; NAVRÁTIL, P.; BORÁK, L.; KRPALEK, D. Analysis of vocal model to generate source voice for whispering by using FEM. Computational mechanics 2010. Plzeň: Západočeská univerzita, 2010. ISBN: 978-80-7043-919-7.

15.2. Tvůrčí aktivity ROI Analysis MARCIÁN, P.; KONEČNÝ, O.; BORÁK, L.; VALÁŠEK, J.; KRPALEK, D.; FLORIAN, Z.: biomechanika.fme.vutbr.cz, VUT-FSI A2/601, Technická 2. (software) CT Data Analysis MARCIÁN, P.; KONEČNÝ, O.; KRPALEK, D.; VALÁŠEK, J.; BORÁK, L.; FLORIAN, Z.: CT Data Analysis, biomechanika.fme.vutbr.cz, VUT-FSI A2/601, Technická 2. (software) STL Model Creator MARCIÁN, P.; KONEČNÝ, O.; BORÁK, L.; VALÁŠEK, J.; KRPALEK, D.; FLORIAN, Z.: STL Model Creator, biomechanika.fme.vutbr.cz, VUT-FSI A2/601, Technická 2. (software)

15.3. Projekty 2012 Mechanické hodnocení kostní tkáně svalku zahájení: 01.01.2012, ukončení: 31.12.2012

2011 Interaktivní studijní podpory předmětu Biomechanika II zaměřené na tvorbu výpočtových modelů zahájení: 01.01.2011, ukončení: 31.12.2011 Komplexní řešení vybraných problémů biomechaniky člověka zahájení: 01.01.2011, ukončení: 31.12.2013 Zvyšování úrovně výpočtových modelů v biomechanice zahájení: 01.01.2011, ukončení: 31.12.2011

2010 Komplexní řešení vybraných problémů biomechaniky člověka zahájení: 01.01.2010, ukončení: 31.12.2010 Tvorba výpočtových modelů v biomechanice. zahájení: 01.01.2010, ukončení: 31.12.2010

148


16.

David Krpalek, 2016

Literatura 16.1. Odborné články

1 2 3 4 5 6 7 8 9 10 11 12 13 14 15 16 17 18 19 20 21 22 23 24 25 26 27 28 29 30 31 32 33

Ritt MJ, Stuart PR, Naggar L, et al.: The early history of arthroplasty of the wrist: From amputation to total wrist implant. The Journal of Hand Surgery: British & European Volume, 19 (1994) 778–782. Brand R.A., Mont M.A., Manring M.M.: Biographical Sketch: Themistocles Gluck (1853–1942). Clinical Orthopaedics and Related Research, 469 (2011) 1525-1527. Bodell LS, Champagne LP, Schofield KA: Small joint arthroplasty. Orthopedics Today, 1 (2000) 57. McElfresh E: History of arthroplasty. Total joint replacement, WB Saunders, (1991). Orred: First report of joint resection of wrist. Dictionnaire encyclopedique des sciences medicales, (1773). Spillmann E: Resections. Dictionnaire encyclopedique des sciences medicales, (1876). Murphy JB: Arthroplasty. Annals of Surgery, (1913). Gluck T: Die Invaginationsmethode der Osteo-und Arthroplastik. Berlin Klin Wochenschr, 33 (1890) 752–757. Gluck T: Uber Osteoplastik. Arch Klin Chir, 117 (1922) 13–21. Gschwind N, Scheier H: Die GSB. Handgelenksprothese Orthop. 2 (1973) 46–47. Meuli HC: Reconstructive surgery of the wrist joint. Hand, 4 (1972) 88–90. Volz RG: The development of a total wrist arthroplasty. Clinical Orthopaedics and Related Research, 116 (1976) 209–214. Swanson AB, de Groot Swanson G, Maupin BK: Flexible implant arthroplasty of the radiocarpal joint: surgical technique and long-term study. Clinical Orthopaedics and Related Research, 187 (1984) 94–106. Lipscomb PR: Surgery for rheumatoid arthritis, timing and techniques: summary. Journal of Bone and Joint Surgery, 50 (1968) 614. Swanson AB: Flexible implant arthroplasty for arthritic finger joints. Rationale, technique, and results of treatment. Journal of Bone and Joint Surgery, 54 (1972) 435. Ogunro S, Ahmed I, Tan V: Current Indications and Outcomes of Total Wrist Arthroplasty. Orthopedic Clinics of North America, 44-3 (2013) 371-9. Meuli HC: Arthroplasty of the wrist. Clinical Orthopaedics, 149 (1980) 118–125. Volz RG: Total wrist arthroplasty: a clinical review. Clinical Orthopaedics, 187 (1984) 112–120. Beckenbaugh RD: Implant arthroplasty in the rheumatoid hand and wrist: current state of the art in the United States. Journal Hand Surgery, 8 (1983) 675–678. Figgie HE III, Ranawat CS, et al.: Preliminary results of total wrist arthroplasty in rheumatoid arthritis using the trispherical total wrist arthroplasty. Journal of Arthroplasty, 3 (1988) 9–15. Figgie HE III, Inglis AE, et al.: A critical analysis of alignment factors influencing functional results following trispherical total wrist arthroplasty. Journal of Arthroplasty, 1 (1986) 183–195. Meuli HC, Fernandez DL: Uncemented total wrist arthroplasty. Journal of Hand Surgery, 20 (1995) 115–122. Meuli HC: Total wrist arthroplasty experience with a noncemented wrist prosthesis. Clinical Orthopedics, 342 (1997) 77–83. Meuli HC, Simmen BR, Allieu Y, Lluch A, et al.: Meuli prostheses. Hand arthroplasties. London: Martin Dunitz Ltd, (2001) 202–207. Beckenbaugh RD, Simmen BR, Allieu Y, Lluch A, et al.: Biax prostheses. Hand arthroplasties. London: Martin Dunitz Ltd, (2001) 209–213. Menon J: Universal total wrist implant: Experience with a carpal component fixed with three screws. Journal of Arthroplasty, 13 (1998) 515-23. Divelbiss BJ, Sollerman C, Adams BD: Early results of the Universal total wrist arthroplasty in rheumatoid arthritis. Journal of Hand Surgery, 27 (2002) 195-204. Adams BD: Total wrist arthroplasty. Orthopedics. 27 (2004) 278-84. Grosland NM, Rogge RD, Adams BD: Influence of articular geometry on prosthetic wrist stability. Clinical Orthopaedics and Related Research, 421 (2004) 134-42. Ericka A. Lawler, M.D., and Nader Paksima, D.O., M.P.H.: Total Wrist Arthroplasty. Bulletin of the NYU Hospital for Joint Diseases, 64 (2006), 3-4. Bodell LS, Leonard L: Wrist arthroplasty. Hand Surgery. Philadelphia: Lippincott Williams & Wilkins, (2004) 1339-1403. Lundborg G, Branemark PI: Anchorage of wrist joint prostheses to bone using the osseointegration principle. Journal of Hand Surgery, 22 (1997) 84–89. Rahimtoola ZO, Rozing PM: Preliminary results of total wrist arthroplasty using the RWS Prosthesis. Journal of Hand Surgery, 28 (2003) 54-60.

149

Biomechanická studie ruky 34 35 36 37 38 39

40

41 42

43 44 45 46 47 48 49 50 51 52 53 54 55

56 57 58 59 60 61 62 63

150

David Krpalek, 2016

Rahimtoola ZO, Hubach: Total modular wrist prosthesis: A new design. Scandinavian Journal of Plastic and Reconstructive Surgery and Hand Surgery, 38 (2004) 160-5. James CB, Uhl TL: A review of articular cartilage pathology and the use of glukosamine sulfate. Journal of Athletic Training, 36 (2001) 413-9 Miyakea T, Hashizumea H, Inouea H,Shia Q,Nagayamaa N: Malunited Colles' fracture Analysis of stress distribution. The Journal of Hand Surgery: British & European Volume, 19 (1994)737-742. Anderson DD, Daniel TE: A Contact-Coupled Finite Element Analysis of the Radiocarpal Joint. Seminars in Arthroplasty, 6 (1995) 30-36. Oda M, Hashizume H, Miyake T, Inoue H and Nagayama N: A stress distribution analysis of a ceramic lunate replacement for kienbok’s disease. Journal of Hand Surgery: British and European Volume, 25 (2000) 429–498. Bajuri MN, Mohammed Rafiq Abdul Kadir, Murali Malliga Ramanb, Kamarul T: Mechanical and functional assessment of the wrist affected by rheumatoid arthritis: A finite element analysis, Medical Engineering & Physics, 34 (2012) 1294–1302 Gislason M, Nash DH, Nicol A, Kanellopoulos A, Bransby-Zachary M, Hems TEJ, Condon B and Stansfield B.: A Three Dimensional Finite element Model of Maximal Grip Loading in the Human Wrist. Engineering in Medicine, 223 (2009) 849-862. Gislason M, Stansfield B and Nash D: Finite element creation and stability considerations of complex biological articulations: The human wrist joint. Medical Engineering and Physics, 32 (2010) 523-531. Carrigan SD, Whiteside RA, Pichora DR and Small CF: Developement of a Three Dimensional Finite Element Model for Carpal Load Transmission in a Static Neutral Posture. Annals of Biomedical Engineering, 31 (2003) 718–725. Berger RA: The anatomy and basic biomechanics of the wrist joint. Journal of Hand Therapy, (1996). Brunelli GR: Stability of the first carpometacarpal joint. Finger bone and joint injuries, (1999) 297-204. Opgrande JD, Westphal SA: Fractures of the hand, The Orthopedic clinics of Nort Americ., 14 (1983) 779-792. Stockwell RA: Biology of Cartilage Cell. Cambridge University Press, (1979). James CB, Uhl TL: A review of articular cartilage pathology and the use of glukosamine sulfate, Journal of Athletic Training, 36 (2001) 413-9. Linscheid RL, Dobyns JH: Treatment of scapholunate dissociation. Rotary subluxation of the scaphoid. Hand Clinics, 8 (1992) 645-652. Woestyn L, David JH, Feipel V,Van S, Jan S, Klein P: Analysis of helical axes, pivot and envelope in active wrist circumduction. Clinical biomechanice, (2000). Youm Y, McMurthy RY, Flatt AE, Gillespie TE: Kinematics of the wrist. I. An experimental study of radial-ulnar deviation and flexion-extension. The Journal of bone and joint surgery, (1978). Nordin M, Frankel VH: Basic Biomechanics of the Musculoskeletal System. LWW, (2012). Volz RG, Lieb M, Benjamin J: Biomechanics of the wrist. Clinical orthopaedics and related research, (1980). Griffith JF, Genant HK: New imaging modalities in bone. Current Rheumatology Reports, 13 (2011) 241-50. Robey PM, Boskey AL: Extracellular matrix and biomineralization of bone. American Society for Bone and Mineral Research, (2006) 12–18. Van Rietbergen B, Müller R, Ulrich D, Rüegsegger P, Huiskesemail R: Tissue stresses and strain in trabeculae of a canine proximal femur can be quantified from computer reconstructions. Journal of Biomechanics, 32 (1999) 165-173. Goldstein SA: The mechanical properties of trabecular bone: dependence on anatomic location and function. Journal of Biomechanics, 20 (1987) 1055–1061. Odgaard A: Three-dimensional methods for quantification of cancellous bone architecture, Bone, 20 (1997) 315-328. Rho JY, Hobatho MC, Ashman BR: Relations of mechanical properties to density and CT numbers in human bone, Medical Engineering & Physics, 17 (1995) 347-355. Rice JC, Cowin SC, Bowman JA: On the dependence of the elasticity and strength of cancellous bone on apparent density, Journal of Biomechaics, 21 (1988) 155–168. Bosisioa MR, Talmantb M, Skallia W, Laugierb P, Mittona D: Apparent Young's modulus of human radius using inverse finite-element method, Journal of Biomechanics, 40 (2007) 2022-2028. Keller TS: Predicting the compressive mechanical behavior of bone. Journal of Biomechanics, 27 (1994) 1159– 1168. Reilly DT, Burstein AH: The elastic and ultimate properties of compact bone tissue. Journal of Biomechanics, 8 (1975) 393–405. Dong XN, Guo XE: The dependence of transversely isotropic elasticity of human femoral cortical bone on porosity. Journal of Biomechanics, 37 (2004) 1281–1287.

Biomechanická studie ruky 64 65 66 67 68 69 70 71 72 73 74

75

76

77 78 79 80 81

82 83 84 85 86 87 88 89 90

David Krpalek, 2016

Baker DS, Netherway DJ, Krishnan J, Hearn RC: Validation of a finite element model of the human metacarpal. Medical Engineering and Physics, 27 (2005) 103-113. Louis O, Boulpaep F, Willnecker J, Van den Winkel P: Osteaux, M: Cortical mineral content of the radius assessed by peripheral QCT predicts compressive strength on biomechanical testing. Bone, 16 (1995), 375–379. Martig S, Lee VSP, Anderson GA, Whitton RC: Compressive fatigue life of subchondral bone of the metacarpal condyle in thoroughbred racehorses. Bone, 57 (2013) 392-398. Yunkai L, Thiagarajan G, Nicolella DP, Johnson ML: Load/Strain Distribution between Ulna and Radius in the Mouse Forearm Compression Loading Model. Medical Engineering & Physics, 34 (2012) 350-356. Rho JY, Ashman RB, Turner CH: Young's modulus of trabecular and cortical bone material: ultrasonic and microtensile measurements. Journal of Biomechanics, 26 (1993) 111–119. Rho JY, Tsui TY, Pharr GM: Elastic properties of human cortical and trabecular lamellar bone measured by nanoindentation. Biomaterials, 18 (1997) 1325–1330. Keaveny TM, Hayes WC: A 20-Year Perspective on the Mechanical Properties of Trabecular Bone. Journal of Biomechanical Engineering, 115 (1993) 534-542. Hayashi H, Tanaka S, Tsutsuml S: Finite element analysis for the progression of osteoarthrosis. Journal of Japanese Orthopaedic Association, 65 (1991) 1178. Bosisio MR, Talmant M, Skalli W, Laugier P, Mitton D: Apparent Young’s modulus of human radius using inverse finite-element method. Journal of Biomechanics, 40 (2007) 2022–2028. Ledoux, P, Lamblin D,Targowski R: Modifications to the mechanical behavior of the wrist after fracture of the scaphoid. Modeling by finite element analysis. Acta Orthopædica Belgica, 67 (2001) 236–241. Guo X, Fan Y and Li ZM: Effects of Dividing the Transverse Carpal Ligament on the Mechanical Behaviour of the Carpal Bones under Axial Compressive Load: A Finite Element Study, Medical Engineering & Physics, 31 (2009) 188-194. Ciarelli MJ, Goldstein SA, Kuhn, JL, Cody DD, Brown MB: Evaluation of orthogonal mechanical properties and density of human trabecular bone from major metaphyseal regions with materials testing and computed tomography. Journal of Orthopedic Research, 9 (1991) 674–682. Hvid I, Bentzen MS, Linde F, Mosekilde L, Pongsoipetch B: X-ray quantitative computed tomography: The relations to physical properties of proximal tibial trabecular bone specimen, Journal of Biomechanics, 22 (1989) 837-844. Carter DR, Hayes WC: The Compressive Behavior of Bone as a Two-Phase Porous Structure. The Journal of Bone and Joint Surgery, 59 (1977) 954-962. Schileo E, Taddei F, Malandrino A, Cristofolini L., Viceconti: Subject-Specific Finite Element Models can Accurately Predict Strain Levels in Long Bones. Journal of Biomechanics, 40 (2007) 2982-2989. Li Z, Kim JE, Davidson JS, Etheridge BS, Alonso JE, Eberhardt AW: Biomechanical response of the pubic symphysis inlateral pelvic impacts: a ﬁnite element study. Journal of Biomechanics, 12 (2007) 2758–2766. Ramleea MH, Kadira MRA, Muralib MR, Kamarulb T: Finite element analysis of three commonly used external fixation devices for treating Type III pilon fracture. Medical Engineering & Physics, 36 (2014) 1322-1330. Brown CP, Nguyen TC, Moody HR, Crawford RW, Oloyede A: Assessment of common hyperelastic constitutive equations for describing normal and osteoarthritis articular cartilage. Proceedings of the Institution of Mechanical Engineers, 223 (2009) 643–652. Haoje M, Cai Y, Yang KH: Numerical study of 10-year-old child forearm injury. Advances in Biomechanics an Applications, 1 (2014) 143-158. Little RB, Wevers HB, Siu D, Cooke TD: A three-dimensional finite element analysis of the upper tibia. Journal of Biomechanical Engineering, 108 (1986) 111–119. Johnston JD, Small CF, Bouxsein ML, Pichora DR: Mechanical properties of the scapholunate ligament correlate with bone mineral density measurements of the hand. Journal of orthopaedic research, 4 (2004) 867-71. Nowalk MD, Logan SE: Distinguishing biomechanical properties of intrinsic and extrinsic human wrist ligaments. Journal of biomechanical engineering, 113 (1991) 85-93. Savelberg HH, Kooloos JG, Huiskes R, Kauer JM: Stiffness of the ligaments of the human wrist joint. Journal of biomechanics, 25 (1992) 369-76. Pollock J, O'Toole RV, Nowicki SD, Eglseder WA: Articular Cartilage Thickness at the Distal Radius: A Cadaveric Study. The Journal of Hand Surgery, 38 (2013) 1477-1481. Hirsch G: Tensile properties during tendon healing. Acta Orthopaedica, 153 (1974) 1-145. Woo SLY: Ligament, tendon, and joint capsule insertions to bone. Injury and Repair of the Musculuskeletal Soft Tissues, (1988) 133-166. Viidik A, Danielson CC, Oxlund H: On fundamental and phenomenological models, structure and mechanical properties of collagen, elastin and glycosaminoglycan complexes. Biorheology, 19 (1982) 437-451.

151

Biomechanická studie ruky 91 92 93

94 95 96 97 98 99

100 101 102 103 104 105

106 107 108 109 110 111 112 113

114 115 116 117 118

152

David Krpalek, 2016

Bettinger PC, Smutz WP, Linscheid RL, Cooney WP, An KN: Material properties of the trapezial and trapeziometacarpal ligaments. Journal of Hand Surgery, 25 (2000) 1085–1095. Viidik A: Elasticity and tensile strength of the anterior cruciate ligament in rabbits as influenced by training. Acta Physiol Scand, 74 (1968) 372. Schuind F, Cooney WP, Linscheid RL, An KN, Chao EYS: Force and pressure transmission through the normal wrist. A theoretical two-dimensional study in the posteroanterior plane. Journal of Biomechanics, 28 (1995) 587–601. Fischli S, Sellens RW, Beek M, Pichora DR: Simulation of extension, radial and ulnar deviation of the wrist with a rigid body spring model. Journal of Biomechanics, 42 (2009)1363–1366. Moritomo H, Murase T, Goto A,Oka K, Sugamoto K, Yoshikawa H: In Vivo Three-Dimensional Kinematics of the Midcarpal Joint of the Wrist. Journal of Bone and Joint Surgery, 88 (2006) 611-621. Muzaffar AR: Fractures and dislocations; the wrist; congenital anomalies. Selected Readings in Plastic Surgery, 36 (2003). Cooney WP, Beckenbaugh RD, Linscheid RL: Total wrist arthroplasty. Problems with implant failures. Clinical Orthopaedics and Related Research, 187 (1984) 121-8. Kršek P, Krupa P: Problematika 3D modelování tkání z medicínských obrazových dat, NEUROLOGIE PRO PRAXI, 3 (2005) 149-153. Marcián P, Konečný O, Borák L, Valášek J., Řehák K., Krpalek D, Florian Z: On the Level of Computational Models in Biomechanics Depending on Gained Data from Ct/Mri and Micro-Ct. MENDEL 2011 - 17th International Conference on Soft Computing, 1 (2011) 255-267. Štouračová A, Mechl M, Šprláková-Puková A, Schwarz D, Burda J: Možnosti zobrazení artikulární chrupavky včetně volumetrických měření. Česká Radiologie, 65 (2011) 61-69. Jonsson K, Buckwalter K, Helvie M, Niklason L, Martel W: Precision of Hyaline Cartilage Thickness Measurements. Acta Radiologica, 33 (1992) 234-239. Holder J, Loredo RA, Longo C, Trudell D, Yu JS, Resnick D: Assessment of articular cartilage thickness of the humeral head: MR-anatomic correlation in cadavers. American Journal of Roentgenology, 168 (1995) 615-620. Palmer AK, Glisson RR, Frederik WW: Relationship between ulnar variance and triangular fibrocartilage complex thickness. Journal of hand surgery, 9 (1984) 681-683. Szarko M, Bertram JEA: Loading rate sensivity of articular cartilage. Journal of Biomechanics, 39 (2006) 478. Chung CY, Mansour JM: Determination of poroelastic properties of cartilage using constrained optimization coupled with finite element analysis. Journal of the Mechanical Behavior of Biomedical Materials, 45 (2015) 10-18. Chung CY, Mansour JM: Using regression models to determine the poroelastic properties of cartilage. Journal of Biomechanics, 45 (2013) 1921-1927. Kauer JM: The mechanism of the carpal joint. Clinical Orthopaedics and Related Research, 202 (1986) 16-26. Ulrich D, van Rietbergen B, Laib A and Ruegsegger P: Load transfer analysis of the distal radius from in-vivo high resolution ct-imaging. Journal of Biomechanics, 32 (1999) 821–828. Ward CM, Kuhl T, Adams BD: Five to Ten-Year Outcomes of the Universal Total Wrist Arthroplasty in Patients with Rheumatoid Arthritis. Journal of Bone and Joint Surgery, 93 (2011) 914-9. Bahatia R: Total weist arthroplasty. OA Orthoaedics, 18 (2014) 1. Mischler S, Munoz AI: Wear of CoCrMo alloys used in metal-on-metal hip joints: A tribocorrosion appraisal. Wear, 297 (2013) 1081-1094. Sahin O, Tuncdemir AR, Cetinkara HA, Guder HS, Sahin E: Production and Mechanical Behaviour of Biomedical CoCrMo Alloy. Chinese Physics Letters, 28 (2011). Šlouf M, Vacková T, Nevoralová M, Mikešová J, Dybal J, Pilař J, Zhigunov A, Kotek J, Kredatusová J, Fulín P: Untravysokomolekulární polyethylene pro kloubní náhrady se zvýšenou životností. Chemické lity, 107 (2013) 783-790. Fowler NK, Nicol AC: Interphalangeal Joint and Tendon Forces: Normal Model and Biomechanical Consequences of Surgical Reconstruction. Journal of Biomechanics, 33 (2000) 1055-1062. Kanellopoulos AK, Gíslason MK, Fowler: An Investigation of Wrist Joint Function Under Load. Bioengineering Unit, University of Strathclyde. Lee JE, Ozdaganlar OB, Rabin Y: An experimental investigation on thermal exposure during bone drilling. Medical Engineering & Physics, 34 (2012) 1510-1520. Jamison CE, Marangoni RD, Glaser AA: Viscoelastic properties of soft tissue by discrete model characterization. Journal of Biomechanics, 1 (1968) 33-36. Bergmann G, Graichen F, Rohlmann A: Hip joint loading during walking and running, measured in two patients. Journal of Biomechanics, 26 (1993) 969-90.

Biomechanická studie ruky 119 120 121 122 123 124 125

126 127 128

129 130 131 132

133 134 135 136

137 138 139 140 141 142 143 144 145 146 147

David Krpalek, 2016

Garcia-Elias M, Ribe M, Rodriguez J, Cost J, and Casas J: Influence of joint laxity on scaphoid kinematics. Journal of Hand Surgery, 20B (1995) 379–382. Wolff J: The law of Bone Remodeling. Berlin Heidelberg (1892). Rubin C, Lanyon L: Regulation of bone formation by applied dynamic loads. The Journal of Bone & Joint Surgery, 66 (1984) 397–402. Turner C, Forwood M, Otter M: Mechanotransduction in bone: do bone cells act as sensors of fluid flow?. FASEB Journal, 8 (1994) 875–878. Burr DB, Robling AG, Turner CH: Effects of biomechanical stress on bones in animals. Bone, 30 (2002) 781–786. Lanyon LE, Goodship AE, Pye CJ, MacFie JH: Mechanically adaptive bone remodeling. Journal of Biomechanical, 15 (1982) 141–154. Pavalko F M, Chen NX, Turner CH, Burr DB, Atkinson S, Hsieh Y, Qiu J, Duncan RL: Fluid shear-induced mechanical signaling in MC3T3-E1 osteoblasts requires cytoskeleton-integrin interactions. American Journal of Physiology, 275 (1998) 1591–1601. Robling AG, Burr DB, Turner CH: Partitioning a daily mechanical stimulus into discrete loading bouts improves the osteogenic response to loading. Journal of Bone and Mineral Research, 15 (2000) 1596–1602. Robling AG, Burr DB, Turner CH: Recovery periods restore mechanosensitivity to dynamically loaded bone. Journal of Experimental Biology, 204 (2001) 3389–3399. Robling AG, Hinant FM, Burr DB, Turner CH: Improved bone structure and strength after long-term mechanical loading is greatest if loading is separated into short bouts. Journal of Bone and Mineral Research, 17 (2002) 1545–1554. Hsieh YF, Turner CH: Effects of loading frequency on mechanically induced bone formation. Journal of Bone and Mineral Research, 16 (2001) 918–924. Lanyon LE, Rubin CT: Static vs dynamic loads as an influence on bone remodeling. Journal of Biomechanics, 17 (1984) 897–905. Warden SJ, Turner CH: Mechanotransduction in cortical bone is most efficient at loading frequencies of 5–10 Hz. Journal of Bone, 34 (2004) 261–270. Hsieh YF, Robling AG, Ambrosius WT, Burr DB, Turner CH: Mechanical Loading of Diaphyseal Bone In Vivo: The Strain Threshold for an Osteogenic Response Varies with Location. Journal of Bone and Mineral Research, 16 (2001) 2291-2297. Turner CH, Robling AG: Designing Exercise Regimens to Increase Bone Strength. Exercise & Sport Sciences Reviews, 31 (2003) 44-50. Carter DR, Beaupre GS, Giori NJ, Helms JA: Mechanobiology of skeletal regulation. Clinical Orthopaedics and Related Research, 355 (1988) 41–55. Cowin SC: Mechanical modeling of the stress adaptation process in bone. Calcified Tissue International, 36 (1984) 98–103. Brianne M, Mulvihill A, Prendergast PJ: An algorithm for bone mechanoresponsiveness: implementation to study the effect of patient-specific cell mechanosensitivity on trabecular bone loss. Computer Methods in Biomechanics and Biomedical Engineering, 11 (2008) 443-451. Forwood MR, Turner CH: Skeletal adaptations to mechanical usage: results from tibia loading studies in rats. Bone, 17 (1985) 197-205. Frost HM: The Utah paradigm of skeletal physiology: an overview of its insights for bone, cartilage and collgenous tissue organs. Journal of Bone and Mineral Metabolism, 18 (2000) 305-316. Martin R, Burr D: Structure, function, and adaptation of compact bone. New York: Raven Press, 1 (1989) 275. Frost HM: Does bone design intend to minimize fatigue failures? A case for the affirmative. Journal of Bone and Mineral Metabolism, 18 (2000) 278-282. Frost HM: Bone’s mechanostat: a 2003 update. The anatomical record. Part A, Discoveries in molecular, cellular, and evolutionary biology, 275 (2003) 1081–1101. Mellal A, Wiskott HW, Botsis J, Scherrer SS, Belser UC: Stimulating effect of implant loading on surrounding bone. Clinical Oral Implants Research, 15 (2004) 239-248. Turner CH: Three rules for bone adaptation to mechanical stimuli. Bone, 23 (1998) 399-407. Cowin SC, Hegedus DH: Bone remodeling I: theory of adaptive elasticity. Journal of Elasticity, 6 (1976) 313– 325. Huiskes R, Ruimerman R, van Lenthe GH, Janssen JD: Effects of mechanical forces on maintenance and adaptation of form in trabecular bone. Nature, 405 (2000) 704– 706. Huiskes R, Weinans H, Grootenboer HJ, Dalstra M, Fudala B, Slooff TJ: Adaptive bone remodeling theory applied to prosthetic-design analysis. Journal of Biomechanics, 20 (1987) 1135–1150. Weinans H, Huiskes R, Grootenboer HJ: The behavior of adaptive bone-remodeling simulation models. Journal of Biomechanics, 25 (1992) 1425–1441.

153

Biomechanická studie ruky 148 149 150 151 152 153 154 155 156 157 158

David Krpalek, 2016

Levenston ME, Carter DR: An energy dissipation based model for damage stimulated bone adaptation. Journal of Biomechanics, 31 (1998) 579–586. Prendergast PJ, Taylor D: Prediction of bone adaptation using damage accumulation. Journal of Biomechanics, 27 (1994) 1067–1076. Carter DR, Orr TE, Fyhrie DP: Relationships between loading history and femoral cancellous bone architecture. Journal of Biomechanics, 22 (1989) 231–244. Carter DR, Van der Meulen MCH, Beaupré GS: Mechanical factors in bone growth and development. Bone, 18 (1996) 5–10. van der Meulen MCH, Beaupré GS, Carter DR: Mechanobiologic influences in long bone crosssectional growth. Bone, 14 (1993) 635–642. Doblaré M, García JM: Anisotropic bone remodelling model based on a continuum damage-repair theory. Journal of Biomechanics, 35 (2002) 1–17. Cowin SC, Firoozbakhsh K: Bone remodeling of diaphysial surfaces under constant load: theoretical predictions. Journal of Biomechanics, 14 (1981) 471–484. Fridez P, Rakotomanana L, Terrier A, Leyvraz PF: Three dimensional model of external bone adaptation. Computer Methods in Biomechanics and Biomedical Engineering, 2 (1998) 189–196. Brockett C, Williams S, Jin Z, Isaac G, Fisher J: Friction of total hip replacements with different bearings and loading conditions. Journal of Biomedical Materials Research, 81 (2007) 508-515. Gispert GP, Serro AP, Colaco R, Saramago B: Friction and wear mechanisms in hip prosthesis: Comparison of joint materials behaviour in several lubricants. Wear, 206 (2006) 149-158. Kerin AJ, Wisnom MR, Adams MA: The compressive strength of articular cartilage. Proceedings of the Institution of Mechanical Engineers, Part H: Journal of Engineering in Medicine, 212 (1998) 273-280.

16.2. Knihy 159 160 161 162 163 164 165 166 167 168 169 170 171 172 173 174 175 176 177 178 179 180 181

154

William PC: The Wrist: Diagnosis and Operative Treatment, 2 edice. Lippincott Williams and Wilkins, (2010) ISBN 978-1608313907. Maňák P, Dráč P: Osteosyntézy a artrodézy skeletu ruky. Grada Publishing, a.s., (2012) ISBN: 978-80-247-38734. Véle F: Kineziologie pro klinickou praxi. Grada Publishing, a.s., (1997) ISBN 80-7169-256-5. Dungl P a kol: Ortopedie, 2, Přepracované a doplněné vydání. Grada Publishing, a.s., (2014) ISBN 978-80-2474357-8. Janíček, P: Systémové pojetí vybraných oborů pro techniky. Akademické nakladatelství CERM, Brno, (2007) ISBN 978-80-214-3544-5. Gerard JT: Principles of Anatomy and Physiology 14th Edition with Atlas of the Skeleton Set. Wiley, 14 edition, (2013) ISBN 978-1118774564. Pilný J, Čižmář I et al: Chirurgie zápěstí. Galén. (2006) ISBN 8072623761. Dylevsky I: Funkční anatomie. Grada Publishing a.s., (2009) ISBN 9788024770307. Dylevský I: Speciální kineriologie. Grada Publishing a.s., (2009) ISBN 978-80-247-1648-0. Vyskotová J, Macháčková K: Jemná motorika. Grada Publishing a.s., (2013) ISBN 978-80-247-4698-2. Gray H: Anatomy of the Human Body. LEA & FEBIGER, (1918). Robertsová A: Kompletní lidské tělo. Knižní klub, (2012) ISBN 978-80-242-2958-4. Marieb EN, Mallatt J: Anatomie lidského těla. Computer press, (2005) ISBN 1405102365. Donald HJ: Practical Orthopaedic Sports Medicine & Arthroscopy, 1st Edition. Lippincott Lippincott Williams & Wilkins, (2007) ISBN 978-0781758123. Čihák: Anatomie 1. Grada, (2001) ISBN 80-7169-970-5. Dylevský I, Navrátil L, Kubálková L: Kineziologie, kinezioterapie a fyzioterapie. Manus, (2001) ISBN 80-9023188-8. Natali AN: Dental biomechanice. CRC Press, (2003) ISBN 0415306663. Rosina J, Vránová J, Kolářová H, Stanek J: Biofyzika. Grada Publishing a.s., (2013) ISBN 978-80-247-4237-3. Valenta J, Konvičková S: Biomechanika člověka – Svalově kosterní systém, 2.díl. Vydavatelství ČVUT, Praha, (1997) ISBN 80-01-01565-3. Nordin M, Frankel VH: Basic Biomechanics of the Musculoskeletal System, 4 edition. LWW (2012) ISBN 9781609133351. Taleisnik J: The Wrist. 1st edition. New York, Churchill Livingstone, (1985) ISBN 978-0443081347. Rezai RF: Biomedical Engineering - From Theory to Applications. InTech, (2011) ISBN 978-953-307-637-9. ASM International: Materials and Coatings for Medical Devices. ASM International (2009) ISBN 9781615031351.

Biomechanická studie ruky 182 183 184 185 186

David Krpalek, 2016

Kurtz SM: The UHMWPE Handbook: Ultra-High Molecular Weight Polyethylene in Total Joint Replacement. Elsevier Academic Press (2004) ISBN 978 0080481463. Nedoma J: Biomechanika lidského skeletu a umělých náhrad jeho částí. Univerzita Karlova v Praze, (2006) ISBN 80-246-1227-5. Alberts B et al: Molecular biology of the cell, 5th Edition. Garland Press, (2007) ISBN 978-0815341055. Burr & Allen: Basic and Applied Bone Biology, 1st Edition. Academic Press, (2013) ISBN 9780124160156. Jensen OT: The sinus bone graft. Quintessence Pub. Co., (2006) ISBN 0867154551.

16.3. Dizertační, diplomové a závěrečné práce 187 188 189

190 191

192 193

Marcian P: Biomechanická studie zubních implantátů pro sníženou densitu kostní tkáně. Vysoké učení technické v Brně, Fakulta strojního inženýrství, (2012) 145s. Anderson AE: Computational modeling of hip joint mechanics. The University of Utah, USA, (2007) 186s. Kubíček M: Analýza mechanických vlastností kolenního kloubu s implementovanými totálními endoprotézami základních typů.Vysoké učení technické v Brně, Fakulta strojního inženýrství, (2000). 81 s., Pojednání ke státní doktorské zkoušce. Carrigan S: Development of a static carpal load transmission model using finite element method. Queen’s University, Kingston (2002). Janoušová E: Statistické metody segmentace v MRI obrazech mozku. Masarykova univerzita přírodovědecká, fakulta výzkumné centrum pro chemii životního prostředí a ekotoxikologii institut biostatistiky a analýz, Bakalářská práce, Brno, (2008) 57 s. Bellefontaine G: The Corrosion of CoCrMo alloys for Biomecdical Application. Unicersity of Birgmingham, (2010) 88 s. Vainionpää A: Bone Adaptation to Impact Loading. Oulun Yliopisto, Oulu, 118 s. (2007).

16.4. Internetové odkazy a ostatní 194 195 196

197 198 199 200 201 202 203 204 205 206 207 208 209 210 211 212 213 214 215 216

ANSYS Inc. [cit. 2014-12.31] ANSYS Help 14.5 A Explanation of Patient Orientation [online], [cit. 2014-12-07], Dostupné z: http://medical.nema.org/MEDICAL/Dicom/2014a/output/chtml/part17/chapter_A.html Denosumab v léčbě osteoporózy – účinek na kortikální kost [online], [cit. 2014-12-08], Dostupné z: http://www.remedia.cz/Clanky/Prehledy-nazory-diskuse/Denosumab-v-lecbe-osteoporozy-ucinek-nakortikalni-kost/6-F-1vz.magarticle.aspx Biomechanika [online], [cit. 2014-12-08], Dostupné z: http://biomechanika.fme.vutbr.cz Patobiomechanika a Patokinesiologie [online], [cit. 2014-12-09], Dostupné z: http://biomech.ftvs.cuni.cz/pbpk/kompendium/biomechanika Základy sportovní kineziologie [online], [cit. 2014-12-09], Dostupné z: http://is.muni.cz/do/1451/e-learning/kineziologie/elportal/index.html ABAQUS Unified FEA [online], [cit. 2014-12-14], Dostupné z: http://www.3ds.com/products-services/simulia/products/abaqus/ ANSYS [online], [cit. 2014-12-14], Dostupné z: http://www.ansys.com/ MSC Nastran [online], [cit. 2014-12-14], Dostupné z: http://www.mscsoftware.com/product/msc-nastran Patran [online], [cit. 2014-12-14], Dostupné z: http://www.mscsoftware.com/product/patran Adams [online], [cit. 2014-12-14], Dostupné z: http://www.mscsoftware.com/product/adams Cast3D [online], [cit. 2014-12-14], Dostupné z: http://www-cast3m.cea.fr/ MOOSE Framework [online], [cit. 2014-12-14], Dostupné z: http://mooseframework.com/ OpenSees [online], [cit. 2014-12-14], Dostupné z: http://opensees.berkeley.edu/ Materialise Mimics [online], [cit. 2014-12-14], Dostupné z: http://biomedical.materialise.com/mimics 3D-Doctor [online], [cit. 2014-12-14], Dostupné z: http://www.ablesw.com/3d-doctor/ Simpleware ScanIP [online], [cit. 2014-12-14], Dostupné z: http://www.simpleware.com/software/scanip/ STL Model Creator [online], [cit. 2014-12-16], Dostupné z: http://biomechanika.fme.vutbr.cz/index.php? option=com_content&view=article&id=59%3Astl-model-creator&catid=36%3Asoftware&Itemid=62&lang=cs MathWorks: [online], [cit. 2014-12-16], Dostupné z:http://www.mathworks.com DICOM [online], [cit. 2014-12-16], Dostupné z: http://cs.wikipedia.org/wiki/DICOM CT Artifacts [online], [cit. 2014-12-16], Dostupné z: http://radiopaedia.org/articles/ct-artifacts SolidWorks [online], [cit. 2014-12-16], Dostupné z: http://www.solidworks.cz/ MeshMixer [online], [cit. 2014-12-16], Dostupné z: http://www.123dapp.com/meshmixer

155

Biomechanická studie ruky 217 218 219 220 221 222

156

David Krpalek, 2016

ANSYS Inc. Help 14.5 Integra Life Sciences [online], [cit. 2014-12-30], Dostupné z: http://www.ilstraining.com/ Swemac [online], [cit. 2014-12-30], Dostupné z: http://www.swemac.com/ Wright Medical Technology [online], [cit. 2014-12-30], Dostupné z: http://www.wmt.com/ Small Bone Innovation [online], [cit. 2014-12-30], Dostupné z: http://www.totalsmallbone.com/ Prosthetic wrist implant, Patent US 8758445 B2 [online], [cit. 2014-12-30], Dostupné z: http://www.google.com/patents/US8758445


17.

David Krpalek, 2016

Použité symboly

ÚMTMB – Ústav mechaniky těles, mechatroniky a biomechaniky, RTG – Rentgen, CT – Počítačová tomografie, MR – Magnetická rezonance, CAD – Software pro počítačem podporované projektování, MKP – Metoda konečných prvků, DICOM – Datový formát pro uložení CT/MR snímků, STL – Datový formát pro uložení trojrozměrných objektů, E – Youngův modul, modul pružnosti, [MPa] μ – Poissonovo číslo, [-] ρ – Hustota, [kg/m3] F – Síla, [N] HMH – Redukované napětí, [MPa] HU – Hounsfieldovy jednotky (hustota tkání), [-]

157


158

David Krpalek, 2016


18.

David Krpalek, 2016

Seznam tabulek a obrázků 18.1. Seznam tabulek

Tab. 1.1 Rozsah pohybů jednotlivých implantátů [30] ............................................................................................................................ 23 Tab. 8.1: Materiálové charakteristiky kostní tkáně použité v předchozích prací .................................................................................... 45 Tab. 8.2: Materiálové charakteristiky vazů ............................................................................................................................................. 53 Tab. 9.1: Rozsah pohybů zápěstí............................................................................................................................................................. 56 Tab. 10.1 Materiálové charakteristiky CoCrMo slitiny [181] ................................................................................................................... 61 Tab. 10.2 Materiálové charakteristiky UHMWPe [182] .......................................................................................................................... 62 Tab. 12.1 Vzdálenost mezi jednotlivými kostmi...................................................................................................................................... 71 Tab. 12.2 Úhel natočení v každé funkční poloze [115]............................................................................................................................ 72 Tab. 12.3 Materiálové charakteristiky kostní tkáně ................................................................................................................................ 73 Tab. 12.4 Materiálové charakteristiky chrupavky ................................................................................................................................... 73 Tab. 12.5 Výsledky citlivostní analýzy s proměnlivou hodnotou stabilizačního faktoru.......................................................................... 75 Tab. 12.6 Zatížení metakarpálních kůstek [N] [41] ................................................................................................................................. 78 Tab. 12.7 Přehled použitých typů elementů [173] .................................................................................................................................. 80 Tab. 12.8 Souhrn údajů o diskretizaci všech prvků soustavy fyziologického modelu zápěstí.................................................................. 85 Tab. 12.9 Přehled ponechaných a odstraněných vazů zápěstí s totální náhradou .................................................................................. 89 Tab. 12.10 Rozsah natočení totální náhrady [30] ................................................................................................................................... 90 Tab. 12.11 Materiálové charakteristiky pro totální náhradu .................................................................................................................. 92 Tab. 12.12 Souhrn údajů o diskretizaci všech prvků soustavy modelu zápěstí s totální náhradou ......................................................... 99 Tab. 13.1 Označení výsledků jednotlivých poloh zápěstí ve fyziologickém stavu ................................................................................. 101 Tab. 13.2 ZP_N – Rozložení kontaktního tlaku chrupavek .................................................................................................................... 104 Tab. 13.3 Maximální hodnoty poměrného protažení pro všechny řešené polohy zápěstí ve fyziologickém stavu ............................... 117 Tab. 13.4 Maximální síly ve vazu pro všechny řešené polohy zápěstí ve fyziologickém stavu .............................................................. 117 Tab. 13.5 Označení výsledků jednotlivých poloh zápěstí s totální náhradou ........................................................................................ 119 Tab. 13.6 ZPI_N – Rozložení kontaktního tlaku chrupavek ................................................................................................................... 122 Tab. 13.7 Maximální hodnoty poměrného protažení pro všechny řešené polohy zápěstí ve stavu s totální náhradou ....................... 137 Tab. 13.8 Maximální síly ve vazu pro všechny řešené polohy zápěstí ve stavu s totální náhradou....................................................... 137 Tab. 19.1 ZP_RD – Rozložení kontaktního tlaku chrupavek .................................................................................................................. 166 Tab. 19.2 ZP_UD – Rozložení kontaktního tlaku chrupavek .................................................................................................................. 168 Tab. 19.3 ZP_FL – Rozložení kontaktního tlaku chrupavek ................................................................................................................... 170 Tab. 19.4 ZP_EX - Rozložení kontaktního tlaku chrupavek ................................................................................................................... 172 Tab. 19.5 ZPI_RD - Rozložení kontaktního tlaku chrupavek .................................................................................................................. 174 Tab. 19.6 ZPI_UD - Rozložení kontaktního tlaku chrupavek ................................................................................................................. 175 Tab. 19.7 ZPI_FL - Rozložení kontaktního tlaku chrupavek ................................................................................................................... 177 Tab. 19.8 ZPI_EX - Rozložení kontaktního tlaku chrupavek .................................................................................................................. 178

18.2. Seznam obrázků Obr. 1.1: Themistocles Glück (1853-1943), vynálezce první totální náhrady .......................................................................................... 20 Obr. 1.2: Swansonův flexibilni implantát (1967) [13] ............................................................................................................................. 20 Obr. 1.3: Gschwind-Scheier-Bahlerův implantát (1967) [10] .................................................................................................................. 21 Obr. 1.4: Meuliho implantát II. generace (1970) [17] ............................................................................................................................ 21 Obr. 1.5: Volzův implantát II. generace (1973) [18]. ............................................................................................................................... 21 Obr. 1.6: Trispherical implantát (1980) [20]. .......................................................................................................................................... 22 Obr. 1.7: Meuliho inovovaný implantát III. generace (1986) [18]. ......................................................................................................... 22 Obr. 1.8: Inovovaný Volzům implantát III. generace (1988) [18]. .......................................................................................................... 22 Obr. 1.9: Biaxiální implantát (1978) [19]................................................................................................................................................. 22 Obr. 1.10: Menonův implantát (1980) [26]............................................................................................................................................ 22 Obr. 1.11: Anatomic Physiologic Wrist Prosthesis (1997) [32]................................................................................................................ 22 Obr. 1.12: RWS implantát (2003) [33]. ................................................................................................................................................... 23 Obr. 1.13: Total Modular wrist Arthroplasty (2002) [34]. ....................................................................................................................... 23 Obr. 7.1: Označení směrů na ruce [194]. ................................................................................................................................................ 35 Obr. 7.2: Anatomie ruky: kosti [194]. ..................................................................................................................................................... 36 Obr. 7.3: Anatomie ruky: svaly a šlachy [194]. ........................................................................................................................................ 37 Obr. 7.4: Kost člunkovitá (os scaphoideum) [169] .................................................................................................................................. 38 Obr. 7.5: Kost poloměsíčitá (os lunatum) [169] ...................................................................................................................................... 38 Obr. 7.6: Kost trojhranná (os truquetrum) [169] .................................................................................................................................... 38 Obr. 7.7: Kost hrášková (os pisiforme) [169] .......................................................................................................................................... 39 Obr. 7.8: Kost mnohohranná větší (os trapezium) [169]......................................................................................................................... 39 Obr. 7.9: Kost mnohohranná menší (os trapezoideum) [169] ................................................................................................................ 39

159


David Krpalek, 2016

Obr. 7.10: Kost hlavatá (os capitatum) [169] .......................................................................................................................................... 40 Obr. 7.11: Kost hákovitá (os hamatum) [169] ........................................................................................................................................ 40 Obr. 7.12: Přední strana radia (os radius) [169] ..................................................................................................................................... 40 Obr. 7.13: Přední strana kosti ulny (os ulna) [169] ................................................................................................................................. 41 Obr. 7.14: Kost I. metakarpu (os metacarpale I) [169] ........................................................................................................................... 41 Obr. 7.15: Kost II. metakarpu (os metacarpale II) [169]......................................................................................................................... 41 Obr. 7.16: Kost III. metakarpu (os metacarpale III) [169]........................................................................................................................ 41 Obr. 7.17: Kost IV. metakarpu (os metacarpale VI) [169] ...................................................................................................................... 42 Obr. 7.18: Kost V. metakarpu (os metacarpale V) [169] ........................................................................................................................ 42 Obr. 8.1: Struktura kostní tkáně [164] .................................................................................................................................................... 43 Obr. 8.2: Struktura spongiózní kostní tkáně radia [53] ........................................................................................................................... 44 Obr. 8.3: Závislost modulu pružnosti na zdánlivé hustotě spongiózní kosti pro různé části lidského těla [187]..................................... 44 Obr. 8.4: Deformačně napěťová křivka kortikální a spongiózní kostní tkáně při různých hustotách [70] ............................................... 45 Obr. 8.5: Wolffům zákon ........................................................................................................................................................................ 47 Obr. 8.6 Frostova teorie, hraniční hodnoty přetvoření při různých stavech zatížení [187, 136, 137, 138, 186, 193] ............................. 48 Obr. 8.7: Vrstvy kloubní chrupavky [172] ............................................................................................................................................... 50 Obr. 8.8: Struktura vazu ......................................................................................................................................................................... 52 Obr. 8.9: Deformačně napěťová křivka kosterního vazu s rovnoběžnými vlákny [177, 199] ................................................................... 52 Obr. 9.1: Flexe a extenze ruky [164] ....................................................................................................................................................... 55 Obr. 9.2: Radiální (abduce) a ulnární dukce ruky [164] .......................................................................................................................... 55 Obr. 9.3: Supinace a pronace ruky [164] ................................................................................................................................................ 55 Obr. 9.4: Radiálně ulnární deviace a extenze karpálních kůstek [95] ..................................................................................................... 56 Obr. 9.5: Flexe extenze karpálních kůstek [95] ...................................................................................................................................... 56 Obr. 9.6 Radiální deviace [96, 179] ........................................................................................................................................................ 56 Obr. 9.7 Neutrální pozice [96, 179] ....................................................................................................................................................... 56 Obr. 9.8 Ulnární deviace [96, 179] ......................................................................................................................................................... 56 Obr. 10.1 ReMotion™ Total Wrist Implant System [218] ........................................................................................................................ 57 Obr. 10.2 Universal Total Wrist Implant první generace [26] ................................................................................................................. 58 Obr. 10.3 Integra® Universal 2™ Wrist Replacement [218] .................................................................................................................... 59 Obr. 10.4 Re-Motion™ Total Wrist [221] ................................................................................................................................................ 59 Obr. 10.5 Re-Motion™ Total Wrist: Radiální komponenta [222] ............................................................................................................ 59 Obr. 10.6 Re-Motion™ Total Wrist: Karpální komonenta [222] .............................................................................................................. 60 Obr. 10.7 Re-Motion™ Total Wrist: Šroub [222] ..................................................................................................................................... 60 Obr. 10.8 Re-Motion™ Total Wrist: Primární pohyb [222] ...................................................................................................................... 60 Obr. 10.9 Re-Motion™ Total Wrist: Sekundární pohyb [222] .................................................................................................................. 60 Obr. 10.10 Odřezání proximální řady karpálních kůstek [221]................................................................................................................ 63 Obr. 10.11 Vyfrézování plochy na radia [221] ........................................................................................................................................ 63 Obr. 10.12 Zavedení radiální komponenty do radia [221] ...................................................................................................................... 63 Obr. 10.13 Zavedení karpální komponenty [221] ................................................................................................................................... 63 Obr. 10.14 Zašroubování zajišťovacích šroubů v karpální komponentě [221]......................................................................................... 63 Obr. 10.15 Zavedení polyethylenové části v karpální komponentě [221] ............................................................................................... 63 Obr. 12.1 Základní princip počítačové tomografie [187] ........................................................................................................................ 67 Obr. 12.2 Příklady vytvořených modelů v STL Model Creator [211] ...................................................................................................... 68 Obr. 12.3 CT artefakt způsobený přítomností kovového materiálu [214] .............................................................................................. 69 Obr. 12.4 CT artefakt způsobený pohybem pacienta [214] .................................................................................................................... 69 Obr. 12.5 Tvorba STL modelu geometrie kostí v STL Model Creator softwaru ....................................................................................... 69 Obr. 12.6 Kortikální objemové prvky ...................................................................................................................................................... 70 Obr. 12.7 Spongiózní objemové prvky .................................................................................................................................................... 70 Obr. 12.8 Řez výsledným modelem zápěstí ............................................................................................................................................ 70 Obr. 12.9 Detail tvorby chrupavky mezi pátým metakarpem a kostí hákovitou ..................................................................................... 70 Obr. 12.10 Model chrupavek .................................................................................................................................................................. 70 Obr. 12.11 Výsledný model zápěstí vč. chrupavek ................................................................................................................................. 70 Obr. 12.12 Detail vazivových ploch na radiusu a ulně ............................................................................................................................ 71 Obr. 12.13 Palmární pohled na model zápěstí, vč. chrupavek a vazů ..................................................................................................... 71 Obr. 12.14 Dorsální pohled na model zápěstí vč. chrupavek a vazů ....................................................................................................... 71 Obr. 12.15 Model radiální deviace (RD) zápěstí – Pohled palmárním směrem ...................................................................................... 72 Obr. 12.16 Model ulnární deviace (UD) zápěstí – Pohled palmárním směrem ....................................................................................... 72 Obr. 12.17 Model flexe (FL) zápěstí – pohled mediálním směrem ........................................................................................................ 73 Obr. 12.18 Model extenze (EX) zápěstí – pohled mediálním směrem ................................................................................................... 73 Obr. 12.19 Model citlivostní analýzy stabilizačního faktoru ................................................................................................................... 75 Obr. 12.20 Graf výsledků citlivostní analýzy stabilizačního faktoru ........................................................................................................ 75 Obr. 12.21 Posuv ve směru osy Z [mm] .................................................................................................................................................. 76 Obr. 12.22 Kontaktní tlak [MPa] ............................................................................................................................................................. 76 Obr. 12.23 Von Mises napětí radia [MPa] .............................................................................................................................................. 76 Obr. 12.24 Von Mises napětí radiální chrupavky [MPa] ......................................................................................................................... 76 Obr. 12.25 MPC kontakty – pohled palmárním směrem ........................................................................................................................ 77

160


David Krpalek, 2016

Obr. 12.26 Kontakty bez tření – pohled palmárním směrem.................................................................................................................. 77 Obr. 12.27 Poměr maximálního dovoleného zatížení aplikovaného na palec zápěstí, vzhledem k poloze zápěstí ................................. 78 Obr. 12.28 Zatížení zápěstí v neutrální pozici ......................................................................................................................................... 79 Obr. 12.29 Zatížení zápěstí v radiální deviaci (RD) .................................................................................................................................. 79 Obr. 12.30 Zatížení zápěstí v ulnární deviaci (UD) .................................................................................................................................. 79 Obr. 12.31 Zatížení zápěstí ve flexi (FL) .................................................................................................................................................. 80 Obr. 12.32 Zatížení zápěstí v extenzi (EX) ............................................................................................................................................... 80 Obr. 12.33 Diskretizovaný model chrupavek .......................................................................................................................................... 81 Obr. 12.34 Diskretizovaný model chrupavky ležící na hlavě radia .......................................................................................................... 81 Obr. 12.35 Diskretizovaný model kortikálních kostních tkání ................................................................................................................. 81 Obr. 12.36 Diskretizovaný model kortikální kostní tkáně radia .............................................................................................................. 81 Obr. 12.37 Diskretizovaný model spongiózních kostních tkání ............................................................................................................... 82 Obr. 12.38 Diskretizovaný model spongiózní kostní tkáně radia ............................................................................................................ 82 Obr. 12.39 První a třetí hlavní napětí v kortikální kosti na radiu v závislosti na velikosti elementu ........................................................ 83 Obr. 12.40 První a třetí hlavní napětí v chrupavky na radiu v závislosti na velikosti elementu ............................................................... 83 Obr. 12.41 První a třetí hlavní napětí chrupavky v závislosti na počtu elementů po tloušťce................................................................. 83 Obr. 12.42 První a třetí hlavní napětí chrupavky v závislosti na počtu elementů po tloušťce................................................................. 84 Obr. 12.43 Diskretizovaný model vazů ................................................................................................................................................... 84 Obr. 12.44 Diskretizovaný model vazů ................................................................................................................................................... 84 Obr. 12.45 Re-Motion™ Total Wrist [221] .............................................................................................................................................. 86 Obr. 12.46 Re-Motion™ Total Wrist – rozměry [221] ............................................................................................................................. 86 Obr. 12.47 3D Model implantátu ............................................................................................................................................................ 87 Obr. 12.48 RTG snímek s implantovanou totální náhradou [221]........................................................................................................... 87 Obr. 12.49 RTG snímek překrytý vymodelovanou totální náhradou [221] ............................................................................................. 87 Obr. 12.50 Pohled proximálním směrem na model radia s kavitou pro radiální komponentu ............................................................... 88 Obr. 12.51 Pohled distálním směrem na karpální a metakarpální kůstky s kavitami pro karpální komponentu a šrouby ...................... 88 Obr. 12.52 Model zápěstí s kavitami pro totální náhradu ...................................................................................................................... 88 Obr. 12.53 Model zápěstí s totální náhradou ......................................................................................................................................... 88 Obr. 12.54 Model chrupavek .................................................................................................................................................................. 89 Obr. 12.55 Model zápěstí se zavedenou totální náhradou a chrupavkami ............................................................................................. 89 Obr. 12.56 Pohled dorzálním směrem na model zápěstí s totální náhradou, včetně ploch určených pro vazy ...................................... 90 Obr. 12.57 Pohled palmárním směrem na model zápěstí s totální náhradou, včetně ploch určených pro vazy..................................... 90 Obr. 12.58 Model radiální deviace (RD_I) zápěstí s totální náhradou – pohled palmárním směrem...................................................... 91 Obr. 12.59 Model ulnární deviace (UD_I) zápěstí s totální náhradou – pohled palmárním směrem ...................................................... 91 Obr. 12.60 Model flexe (FL_I) zápěstí s totální náhradou – pohled palmárním směrem ........................................................................ 91 Obr. 12.61 Model extenze (EX_I) zápěstí s totální náhradou – pohled palmárním směrem ................................................................... 91 Obr. 12.62 MPC kontakty – pohled palmárním směrem ........................................................................................................................ 92 Obr. 12.63 Kontakty bez tření – pohled palmárním směrem.................................................................................................................. 92 Obr. 12.64 MPC kontakty na zápěstí ...................................................................................................................................................... 93 Obr. 12.65 MPC kontakty na totální náhradě ......................................................................................................................................... 93 Obr. 12.66 Model kontaktů na rozhraní implantátu, radiální komponenta-kluzná část karpální komponenty ...................................... 93 Obr. 12.67 Model kontaktů na rozhraní implantátu, šrouby-kluzná část karpální komponenta/karpální komponenty ......................... 93 Obr. 12.68 Model kontaktů na rozhraní implantátu, kluzná část karpální komponenta/karpální komponenty ..................................... 93 Obr. 12.69 Zatížení zápěstí s totální náhradou v neutrální pozici (N_I) – pohledu palmárním směrem ................................................. 94 Obr. 12.70 Zatížení zápěstí s totální náhradou v radiální deviaci (RD_I) ................................................................................................. 94 Obr. 12.71 Zatížení zápěstí s totální náhradou v ulnární deviaci (UD_I) ................................................................................................. 94 Obr. 12.72 Zatížení zápěstí s totální náhradou ve flexi (FL_I) ................................................................................................................. 95 Obr. 12.73 Zatížení zápěstí s totální náhradou v extenzi (EX_I) .............................................................................................................. 95 Obr. 12.74 Diskretizovány model chrupavek na modelu zápěstí s totální náhradou .............................................................................. 95 Obr. 12.75 Diskretizovaný model kortikální kosti na modelu zápěstí s totální náhradou ....................................................................... 96 Obr. 12.76 Diskretizovaný model kortikální radia na modelu zápěstí s totální náhradou ....................................................................... 96 Obr. 12.77 Diskretizovaný model spongiózní kostní tkáně ..................................................................................................................... 97 Obr. 12.78 Diskretizovaný model spongiózní kostní tkáně ..................................................................................................................... 97 Obr. 12.79 Diskretizovaný model vč. vazů .............................................................................................................................................. 97 Obr. 12.80 Diskretizovaný model vč. vazů .............................................................................................................................................. 97 Obr. 12.81 Diskretizovaný model totální náhrady - šrouby .................................................................................................................... 98 Obr. 12.82 Diskretizovaný model totální náhrady – karpální komponenta ............................................................................................ 98 Obr. 12.83 Diskretizovaný model totální náhrady – polyetylenová část karpální komponenty .............................................................. 98 Obr. 12.84 Diskretizovaný model totální náhrady – radiální komponenta ............................................................................................. 99 Obr. 13.1 ZP_N - Posuv ve směru třetího metakarpu [mm].................................................................................................................. 102 Obr. 13.2 ZP_RD - Posuv ve směru třetího metakarpu [mm]................................................................................................................ 102 Obr. 13.3 ZP_UD - Posuv ve směru třetího metakarpu [mm] ............................................................................................................... 102 Obr. 13.4 ZP_FL - Posuv ve směru třetího metakarpu [mm] ................................................................................................................. 102 Obr. 13.5 ZP_EX - Posuv ve směru třetího metakarpu [mm] ................................................................................................................ 102 Obr. 13.6 Maximální hodnoty posuvů ve směru třetího metakarpu ve všech polohách zápěstí řešené soustavy ................................ 103 Obr. 13.7 Analyzované chrupavky v zápěstí ve fyziologickém stavu včetně označení .......................................................................... 103

161


David Krpalek, 2016

Obr. 13.8 Max. hodnota kontaktních tlaků chrupavek pro všechny řešené polohy zápěstí ve fyziologickém stavu- Graf A ................. 106 Obr. 13.9 Max. hodnota kontaktních tlaků chrupavek pro všechny řešené polohy zápěstí ve fyziologickém stavu-Graf B .................. 107 Obr. 13.10 Max. hodnota poměrného přetvoření chrupavek pro všechny řešené polohy zápěstí ve fyziologickém stavu- Graf C ...... 107 Obr. 13.11 Max. hodnota poměrného přetvoření chrupavek pro všechny řešené polohy zápěstí ve fyziologickém stavu- Graf D ...... 107 Obr. 13.12 ZP_RD – kontaktní tlak - chrupavka R1 [x105 Pa] ................................................................................................................ 108 Obr. 13.13 ZP_RD – kontaktní tlak - chrupavka R2 [x105 Pa] ............................................................................................................... 108 Obr. 13.14 ZP_UD – kontaktní tlak - chrupavka R1 [x105 Pa]................................................................................................................ 108 Obr. 13.15 ZP_UD – kontaktní tlak - chrupavka R2 [x105 Pa]................................................................................................................ 108 Obr. 13.16 ZP_FL – kontaktní tlak - chrupavka R1 [x105 Pa] ................................................................................................................. 108 Obr. 13.17 ZP_FL - kontaktní tlak - chrupavka R2 [x105 Pa] .................................................................................................................. 108 Obr. 13.18 ZP_EX - kontaktní tlak - chrupavka R1[x105 Pa] .................................................................................................................. 109 Obr. 13.19 ZP_EX – kontaktní tlak - chrupavka R2 [x105 Pa]................................................................................................................. 109 Obr. 13.20 Stykové síly pro všechny řešené polohy zápěstí ve fyziologickém stavu ............................................................................. 109 Obr. 13.21 Oblasti modelace a remodelace kostní tkáně ..................................................................................................................... 110 Obr. 13.22 ZP_N – intenzita přetvoření kortikální kostní tkáně [-] – pohled dorzálním směrem......................................................... 111 Obr. 13.23 ZP_N – intenzita přetvoření kortikální kostní tkáně [-] – pohled dorzálním směrem ......................................................... 111 Obr. 13.24 Max. hodnoty intenzity přetvoření v kortikální kostní tkáni pro všechny řešené polohy zápěstí ve fyziologickém stavu ... 112 Obr. 13.25 ZP_RD - intenzita přetvoření kortikální kostní tkáně [-] ...................................................................................................... 113 Obr. 13.26 ZP_UD - intenzita přetvoření kortikální kostní tkáně [-] ..................................................................................................... 113 Obr. 13.27 ZP_FL - intenzita přetvoření kortikální kostní tkáně [-] [-] .................................................................................................. 113 Obr. 13.28 ZP_FL - intenzita přetvoření kortikální kostní tkáně [-] [-] .................................................................................................. 113 Obr. 13.29 ZP_N - intenzita přetvoření v řezu– A [-] ............................................................................................................................ 114 Obr. 13.30 ZP_N - intenzita přetvoření v řezu – B [-] ............................................................................................................................ 114 Obr. 13.31 ZP_N - intenzita přetvoření ve spongiózní kostní tkáni [-] .................................................................................................. 115 Obr. 13.32 ZP_RD - intenzita přetvoření ve spongiózní kostní tkáni [-] ................................................................................................ 115 Obr. 13.33 ZP_UD - intenzita přetvoření ve spongiózní kostní tkáni [-] ................................................................................................ 115 Obr. 13.34 ZP_N - intenzita přetvoření ve spongiózní kostní tkáni – radius [-]..................................................................................... 115 Obr. 13.35 ZP_RD - intenzita přetvoření ve spongiózní kostní tkáni – kost člunkovitá a poloměsíčitá [-] ............................................ 115 Obr. 13.36 ZP_FL - intenzita přetvoření ve spongiózní kostní tkáni [-] ................................................................................................. 116 Obr. 13.37 ZP_EX - intenzita přetvoření ve spongiózní kostní tkáni [-] ................................................................................................. 116 Obr. 13.38 Maximální intenzita přetvoření ve spongiózní kostní tkáni ve fyziologickém stavu pro všechny stavy natočení ................ 116 Obr. 13.39 Poměrné protažení jednotlivých vazů pro všechny řešené polohy zápěstí ve fyziologickém stavu .................................... 118 Obr. 13.40 Velikosti sil jednotlivých vazů pro všechny řešené polohy zápěstí ve fyziologickém stavu ................................................. 118 Obr. 13.41 ZPI_N - posuv ve směru třetího metakarpu [mm] .............................................................................................................. 119 Obr. 13.42 ZPI_RD - posuv ve směru třetího metakarpu [mm] ............................................................................................................ 120 Obr. 13.43 ZPI_UD - posuv ve směru třetího metakarpu [mm] ............................................................................................................ 120 Obr. 13.44 ZPI_FL - posuv ve směru třetího metakarpu [mm] ............................................................................................................. 120 Obr. 13.45 ZPI_FL - posuv ve směru třetího metakarpu [mm] ............................................................................................................. 120 Obr. 13.46 Maximální hodnoty posuvů ve směru třetího metakarpu ve všech polohách zápěstí řešené soustavy .............................. 121 Obr. 13.47 Analyzované chrupavčité tkáně v zápěstním kloubu s implantátem včetně označení ........................................................ 121 Obr. 13.48 Max. hodnota kontaktních tlaků chrupavek pro všechny řešené polohy zápěstí ve stavu s totální náhradou-Graf A ........ 123 Obr. 13.49 Max. hodnota kontaktních tlaků chrupavek pro všechny řešené polohy zápěstí ve stavu s totální náhradou-Graf B ........ 124 Obr. 13.50 Max. hodnota poměrného přetvoření chrupavek pro všechny řešené polohy zápěstí ve stavu s totální náhradou-Graf C 124 Obr. 13.51 Max. hodnota poměrného přetvoření chrupavek pro všechny řešené polohy zápěstí ve stavu s totální náhradou-Graf D 124 Obr. 13.52 ZPI_RD – Kontaktní tlak - chrupavka A2 [x105 Pa]............................................................................................................... 125 Obr. 13.53 ZPI_UD - Kontaktní tlak - chrupavka A2 [x105 Pa] ............................................................................................................... 125 Obr. 13.54 ZPI_FL - Kontaktní tlak - chrupavka A2 [x105 Pa] ................................................................................................................ 125 Obr. 13.55 ZPI_EX - Kontaktní tlak - chrupavka A2 [x105 Pa] ................................................................................................................ 125 Obr. 13.56 Stykové síly pro všechny řešené polohy zápěstí ve stavu s totální náhradou ..................................................................... 125 Obr. 13.57 ZPI_N – intenzita přetvoření kortikální kostní tkáně [-] – pohled dorzálním směrem ........................................................ 126 Obr. 13.58 ZPI_N – intenzita přetvoření kortikální kostní tkáně [-] – pohled palmárním směrem ....................................................... 126 Obr. 13.59 Spojení kosti člunkové s karpální komponentou ................................................................................................................ 127 Obr. 13.60 ZPI_N - intenzita přetvoření v kortikální kostní tkáni kosti člunkové– pohled distálním směrem [-] .................................. 127 Obr. 13.61 ZPI_N - intenzita přetvoření v kortikální kostní tkáni kosti člunkové pro ZPI_N – pohled proximálním směrem [-] ........... 127 Obr. 13.62 Spojení kosti mnohohranné menší se šroubem implantátu ............................................................................................... 127 Obr. 13.63 ZPI_N - intenzita přetvoření v kortikální kostní tkáni kosti mnohohranné menší - pohled distálním směrem [-] ............... 127 Obr. 13.64 ZPI_N - intenzita přetvoření v kortikální kostní tkáni kosti mnohohranné menší – pohled proximálním směrem[-] .......... 127 Obr. 13.65 Spojení kosti hákové se šroubem implantátu ..................................................................................................................... 128 Obr. 13.66 ZPI_N - intenzita přetvoření v kortikální kostní tkáni kosti hákové – pohled distálním směrem [-] .................................... 128 Obr. 13.67 ZPI_N - intenzita přetvoření v kortikální kostní tkáni kosti hákové – pohled proximálním směrem[-] ............................... 128 Obr. 13.68 Spojení kosti hlavaté s karpální komponentou implantátu................................................................................................. 128 Obr. 13.69 ZPI_N - intenzita přetvoření v kortikální kostní tkáni kosti hlavaté– pohled distálním směrem [-]..................................... 128 Obr. 13.70 ZPI_N - intenzita přetvoření v kortikální kostní tkáni kosti hlavaté – detail – pohled distálním směrem [-] ....................... 128 Obr. 13.71 Spojení radia s radiální komponentou implantátu .............................................................................................................. 129 Obr. 13.72 ZPI_N - intenzita přetvoření v kortikální kostní tkáni kosti radia [-] .................................................................................... 129 Obr. 13.73 ZPI_N - intenzita přetvoření v kortikální kostní tkáni radia pro– detail – pohled proximálním směrem[-] ......................... 129

162


David Krpalek, 2016

Obr. 13.74 ZPI_N - vektor namáhání radia – pohled dorzálním směrem .............................................................................................. 129 Obr. 13.75 ZPI_N - vektor namáhání radia – pohled laterálním směrem ............................................................................................. 129 Obr. 13.76 Max. hodnoty intenzity přetvoření v kortikální kosti pro všechny řešené polohy zápěstí ve stavu s totální náhradou ...... 130 Obr. 13.77 ZPI_RD - intenzita přetvoření v kortikální kostní tkáni radia [-] .......................................................................................... 130 Obr. 13.78 ZPI_UD - intenzita přetvoření v kortikální kostní tkáni radia [-] .......................................................................................... 130 Obr. 13.79 ZPI_FL - intenzita přetvoření v kortikální kostní tkáni radia [-] ........................................................................................... 131 Obr. 13.80 ZPI_EX - intenzita přetvoření v kortikální kostní tkáni radia [-] ........................................................................................... 131 Obr. 13.81 ZPI_N - intenzita přetvoření v řezu – A [-] ........................................................................................................................... 131 Obr. 13.82 ZPI_N - intenzita přetvoření v řezu – B [-] ........................................................................................................................... 131 Obr. 13.83 ZPI_N - intenzita přetvoření ve spongiózní kostní tkáni [-] ................................................................................................. 132 Obr. 13.84 ZPI_RD - intenzita přetvoření ve spongiózní kostní tkáni [-] ............................................................................................... 132 Obr. 13.85 ZPI_UD - intenzita přetvoření ve spongiózní kostní tkáni [-] ............................................................................................... 132 Obr. 13.86 ZPI_N - intenzita přetvoření spongiózní kosti – radius – řez proximálním směrem (ulna vlevo) [-] .................................... 133 Obr. 13.87 ZPI_N - intenzita přetvoření spongiózní kosti – radius – dorzálně laterální řez (ulna vlevo)[-] ........................................... 133 Obr. 13.88 ZPI_N - intenzita přetvoření spongiózní kosti – radius – dorzálně mediální řez (ulna vpravo) [-] ...................................... 133 Obr. 13.89 ZPI_RD - intenzita přetvoření ve spongiózní kostní tkáni– radius [-] ................................................................................... 133 Obr. 13.90 ZPI_UD - intenzita přetvoření ve spongiózní kostní tkáni – radius [-] ................................................................................. 133 Obr. 13.91 ZPI_EX - intenzita přetvoření ve spongiózní kostní tkáni – radius [-] .................................................................................. 133 Obr. 13.92 ZPI_FL - intenzita přetvoření ve spongiózní kostní tkáni – radius [-] ................................................................................... 133 Obr. 13.93 ZPI_FL - intenzita přetvoření ve spongiózní kostní tkáni – pohled palmárním směrem [-] ................................................. 134 Obr. 13.94 ZPI_FL - intenzita přetvoření ve spongiózní kostní tkáni – pohled dozrálním směrem [-] ................................................... 134 Obr. 13.95 ZPI_EX - intenzita přetvoření ve spongiózní kostní tkáni – pohled palmárním směrem [-] ................................................. 134 Obr. 13.96 Interakce kosti mnohohranné menší a člunkové s fixačním šroubem implantátu .............................................................. 134 Obr. 13.97 ZPI_N - intenzita přetvoření ve spongiózní kostní tkáni – kost mnohohranná menší a člunkovitá [-] ................................. 134 Obr. 13.98 ZPI_N - intenzita přetvoření ve spongiózní kostní tkáni – kost mnohohranná menší – Pohled distálním směrem [-]......... 134 Obr. 13.99 Interakce kosti hákové s fixačním šroubem implantátu ...................................................................................................... 135 Obr. 13.100 ZPI_N - intenzita přetvoření ve spongiózní kostní tkáni – kost háková [-]......................................................................... 135 Obr. 13.101 ZPI_N - intenzita přetvoření ve spongiózní kostní tkáni – kost háková – Pohled distálním směrem [-] ........................... 135 Obr. 13.102 Interakce kosti hákové s fixačním šroubem implantátu .................................................................................................... 135 Obr. 13.103 ZPI_N - intenzita přetvoření ve spongiózní kostní tkáni – kost hlavatá [-] ........................................................................ 135 Obr. 13.104 ZPI_N - intenzita přetvoření ve spongiózní kostní tkáni – kost hlavatá – Pohled distálním směrem [-] ............................ 135 Obr. 13.105 Maximální intenzita přetvoření spongiózní kosti se zápěstním implantátem pro všechny stavy natočení ....................... 136 Obr. 13.106 Poměrné protažení jednotlivých vazů pro všechny řešené polohy zápěstí ve stavu s totální náhradou ........................... 138 Obr. 13.107 Velikosti sil jednotlivých vazů pro všechny řešené polohy zápěstí ve stavu s totální náhradou ........................................ 138 Obr. 13.108 Styková síla radiální komponenty –dorzální (vlevo) a laterální (vpravo) pohled ............................................................... 139 Obr. 13.109 ZPI_N - redukované napětí HMH [MPa] radiální komponenty totální náhrady ................................................................ 139 Obr. 13.110 Model radia s radiální komponentou totální náhrady ...................................................................................................... 140 Obr. 13.111 ZPI_N - Hlavní napětí S3 [MPa] radiální komponenty totální náhrady .............................................................................. 140 Obr. 13.112 ZPI_N - Redukované napětí HMH [MPa] radiální komponenty totální náhrady ................................................................ 140 Obr. 13.113 ZPI_N - redukované napětí HMH [MPa] na fixačním šroubu v mediálním směru ............................................................. 141 Obr. 13.114 ZPI_N - redukované napětí HMH [MPa] na fixačním šroubu v laterálním směru .............................................................. 141 Obr. 13.115 ZPI_N - redukované napětí HMH [MPa] polyethy. části karpální komponenty – proximální směr ................................... 141 Obr. 13.116 ZPI_N - redukované napětí HMH [MPa] polyethy. části karpální komponenty – distální směr ......................................... 141 Obr. 13.117 ZPI_N - redukované napětí HMH [MPa] polyethy. části karpální komponenty ................................................................ 142 Obr. 13.118 Vektor stykové síly působící na polyethylenovou část karpální kom. radia – dorzální pohled .......................................... 142 Obr. 13.119 Hodnoty redukovaného napětí HMH jednotlivých komponent totální náhrady ve všech řešených polohách ................. 142 Obr. 19.1 ZP_RD - intenzita přetvoření kortikální kostní tkáně [-] – pohled dorzálním směrem .......................................................... 180 Obr. 19.2 ZP_RD - intenzita přetvoření kortikální kostní tkáně [-] – pohled palmárním směrem ......................................................... 180 Obr. 19.3 ZP_UD - intenzita přetvoření kortikální kostní tkáně [-] – pohled dorzálním směrem .......................................................... 180 Obr. 19.4 ZP_UD - intenzita přetvoření kortikální kostní tkáně [-] – pohled palmárním směrem......................................................... 180 Obr. 19.5 ZP_FL - intenzita přetvoření kortikální kostní tkáně [-] – pohled dorzálním směrem ........................................................... 181 Obr. 19.6 ZP_FL - intenzita přetvoření kortikální kostní tkáně [-] – pohled palmárním směrem .......................................................... 181 Obr. 19.7 ZP_EX - intenzita přetvoření kortikální kostní tkáně [-] – pohled dorzálním směrem ........................................................... 181 Obr. 19.8 ZP_EX - intenzita přetvoření kortikální kostní tkáně [-] – pohled palmárním směrem.......................................................... 181 Obr. 19.9 ZPI_RD - intenzita přetvoření kortikální kostní tkáně [-] – pohled dorzálním směrem ......................................................... 182 Obr. 19.10 ZPI_RD - intenzita přetvoření kortikální kostní tkáně [-] – pohled palmárním směrem ...................................................... 182 Obr. 19.11 ZPI_UD - intenzita přetvoření kortikální kostní tkáně [-] – pohled dorzálním směrem ....................................................... 182 Obr. 19.12 ZPI_UD - intenzita přetvoření kortikální kostní tkáně [-] – pohled palmárním směrem...................................................... 182 Obr. 19.13 ZPI_FL - intenzita přetvoření kortikální kostní tkáně [-] – pohled dorzálním směrem ........................................................ 183 Obr. 19.14 ZPI_FL - intenzita přetvoření kortikální kostní tkáně [-] – pohled palmárním směrem ....................................................... 183 Obr. 19.15 ZPI_EX - intenzita přetvoření kortikální kostní tkáně [-] – pohled dorzálním směrem ........................................................ 183 Obr. 19.16 ZPI_EX - intenzita přetvoření kortikální kostní tkáně [-] – pohled palmárním směrem....................................................... 183

163


19.

Přílohy 19.1. Makro sloužící pro vytvoření vazových komponent

cc_start=1 cc_count=68 ! Ligament stiffness [N/mm] L1 = 100 L2 = 100 L3 = 24 L4 = 78 L5 = 100 L6 = 100 L7 = 100 L8 = 100 L9 = 50 L10 = 48 L11 = 57 L12 = 100 L13 = 100 L14 = 100 L15 = 300 L16 = 300 L17 = 100 L18 = 100 L19 = 88 L20 = 100 L21 = 100 L22 = 300 L23 = 300 L24 = 100 L25 = 300 L26 = 100 L27 = 100 L28 = 325 L29 = 100 L30 = 300 L31 = 150 L32 = 325 L33 = 300 L34 = 150 L35 = 150 L36 = 40 L37 = 50 L38 = 40 L39 = 300 L40 = 128 L41 = 150 L42 = 110 L43 = 150 L44 = 350 L45 = 350 L46 = 128 L47 = 27 L48 = 27 L49 = 100 L50 = 40 L51 = 100 L52 = 230 L53 = 10 L54 = 50 L55 = 75 L56 = 75 L57 = 40 L58 = 100 L59 = 50 L60 = 50 L61 = 100 L62 = 50 L63 = 50 L64 = 75 L65 = 48 L66 = 48

164

David Krpalek, 2016


David Krpalek, 2016

L67 = 48 L68 = 150 /prep7 MP_EX=1 MP_PRXY=0.49 ET,10000,10 MPTEMP MPTEMP,1,0 MPDATA,EX,10000,,mp_ex MPDATA,PRXY,10000,,mp_prxy *do,cc,cc_start,cc_count /com, Create Ligament %cc% esel,none cmsel,s,L%cc%a *get,count_a,node,,count *if,count_a,gt,0,then *DIM,node_a,,count_a *do,i,1,count_a *get,node_a(i),node,,num,max nsel,u,,,node_a(i,1) *enddo cmsel,s,L%cc%b *get,count_b,node,,count *DIM,node_b,,count_b *do,i,1,count_b *get,node_b(i),node,,num,max nsel,u,,,node_b(i,1) *enddo *if,count_a,le,count_b,then min_n='a' $ max_n='b' *else min_n='b' $ max_n='a' *endif *DIM,Ncon,,count_%max_n%,2 count_%max_n%_temp=count_%max_n% cmsel,s,L%cc%%min_n% *DO,i,1,count_%max_n% Ncon(i,1)=node_%max_n%(i) Ncon(i,2)=node(nx(Ncon(i,1)),ny(Ncon(i,1)),nz(Ncon(i,1))) nsel,u,,,Ncon(i,2) *do,nci,1,10 *if,i,eq,nci*count_%min_n%,then cmsel,s,L%cc%%min_n% *endif *enddo *enddo type,10000 $ mat,10000 *DO,i,1,count_%max_n% ndist,Ncon(i,1),Ncon(i,2) nd=_return a_real=((L%cc%/count_%max_n%)*nd)/mp_ex r,10000+cc*1000+i,a_real real,10000+cc*1000+i E,Ncon(i,1),Ncon(i,2) a_real= nd= *enddo cm,El%cc%,elem node_a= node_b= Ncon= total_link=count_%max_n% /com, total links: %total_link% /com, Finish Ligament %cc% *endif *enddo alls /solu

165


David Krpalek, 2016

19.2. Kontaktní tlak mezi chrupavkami 19.2.1. Fyziologický stav – poloha ZP_RD Tab. 19.1 ZP_RD – Rozložení kontaktního tlaku chrupavek Lokace chrupavky

Kontaktní tlak

kost 2

1 MC


1.4/1.8

A

kost 1

Max.hod. [MPa]

2 MC


C

2 MC

kost hlavatá

-/-

D

3 MC

kost hlavatá

0.53/0.60

B

E

4 MC

F

G

H

5 MC



kost hákovitá

kost hákovitá

kost člunkovitá


Max.hod. [MPa]





1.9/.18

Nedošlo ke kontaktu Nedošlo ke kontaktu Pohled distálním směrem










0.61/0.63

0.38/0.71

0.78/0.31

0.37/0.33

Laterální pohled

166

kost 1

Mediální pohled


David Krpalek, 2016

Lokace chrupavky

I

Kontaktní tlak

kost 1

kost 2

Max.hod. [MPa]


kost člunkovitá

1.5/0.94

Max.hod. [MPa]


J

K

L


kost hlavatá

kost hlavatá

kost hlavatá

kost člunkovitá


kost hlavatá

kost hákovitá

Laterální pohled

Mediální pohled

Mediální pohled

Laterální pohled

0.69/0.49

0.06/0.10

O

P

kost hákovitá

kost trojhranná


kost trojhranná


kost člunkovitá


Radius

Mediální pohled

0.27/0.35





0.16/0.21

0.10/0.11

Mediální pohled

R


0.35/0.53

Laterální pohled

N


0.16/0.33


M

kost 1

Laterální pohled

0/0 2.0/1.1 Pohled distálním směrem


167


David Krpalek, 2016

Lokace chrupavky

S

Kontaktní tlak

kost 1

kost 2

Max.hod. [MPa]

kost člunkovitá

Ulna

-/-

Max.hod. [MPa]

kost 1



19.2.2. Fyziologický stav – poloha ZP_UD Tab. 19.2 ZP_UD – Rozložení kontaktního tlaku chrupavek Lokace chrupavky

Kontaktní tlak

kost 2

1 MC


0.88/1.7

A

kost 1

Max.hod. [MPa]

2 MC


C

2 MC

kost hlavatá

0/0

D

3 MC

kost hlavatá

0.41/0.74

B

E

4 MC

F

G

H

5 MC



kost hákovitá

kost hákovitá

kost člunkovitá







0.49/0.75











0.40/0.64

0.24/0.36

0.59/0.20

0.38/0.45

Laterální pohled

168


Mediální pohled


David Krpalek, 2016

Lokace chrupavky

I

Kontaktní tlak

kost 1

kost 2

Max.hod. [MPa]


kost člunkovitá

0.16/0.09



J

K

L


kost hlavatá

kost hlavatá

kost hlavatá

kost člunkovitá


kost hlavatá

kost hákovitá

Laterální pohled

Mediální pohled

Mediální pohled

Laterální pohled

0.50/0.16

0.34/0.36

O

P

kost hákovitá

kost trojhranná


kost trojhranná


kost člunkovitá


Radius

Mediální pohled

0.26/0.32





0.28/0.41

0.42/0.04

Mediální pohled

R


0.26/0.30

Laterální pohled

N


0.45/0.40


M


Laterální pohled

0.24/0.63 0.97/0.26 Pohled distálním směrem


169


David Krpalek, 2016

Lokace chrupavky

S

Kontaktní tlak

kost 1

kost 2

Max.hod. [MPa]

kost člunkovitá

Ulna

0/0





19.2.3. Fyziologický stav – poloha ZP_FL Tab. 19.3 ZP_FL – Rozložení kontaktního tlaku chrupavek Lokace chrupavky kost 1

kost 2

1 MC


0.57/1.10

A

B

2 MC

C

2 MC

D

3 MC

E

4 MC

F

G


5 MC


170


kost hlavatá

kost hlavatá

kost hákovitá

kost hákovitá

kost člunkovitá

















0.45/0.66

0.56/0.44

0.33/0.44

0.35/0.50

0.16/0.26

0.44/0.23


David Krpalek, 2016

Lokace chrupavky

H

Kontaktní tlak

kost 1

kost 2

Max.hod. [MPa]



0.24/0.29


Laterální pohled

I


kost člunkovitá

K

L


kost hlavatá

kost hlavatá

kost hlavatá

kost člunkovitá


kost hlavatá

kost hákovitá

Laterální pohled

Mediální pohled

Mediální pohled

Laterální pohled

0.28/0.06

0.20/0.15

O

P

kost hákovitá

kost trojhranná


kost trojhranná


kost člunkovitá


0.22/0.32

Laterální pohled

N


0.16/0.22


M

Mediální pohled

0.20/0.08


J


Mediální pohled

0.19/.019





0.10/0.15

0.02/0.03

Mediální pohled

Laterální pohled

171


David Krpalek, 2016

Lokace chrupavky

R

S

Kontaktní tlak

kost 1

kost 2

Max.hod. [MPa]


Radius

0.29/0.42 0.67/0.32

kost člunkovitá

Ulna







0.56/0.73

19.2.4. Fyziologický stav – poloha ZP_EX Tab. 19.4 ZP_EX - Rozložení kontaktního tlaku chrupavek Lokace chrupavky

Kontaktní tlak

kost 2

1 MC


0.62/0.90

A

kost 1

Max.hod. [MPa]

B

2 MC

C

2 MC

D

3 MC

E

4 MC

172


kost hlavatá

kost hlavatá

kost hákovitá













0.27/0.24

0.86/0.67

0.29/0.33

0.32/0.37


David Krpalek, 2016

Lokace chrupavky

F

G

H

Kontaktní tlak

kost 1

kost 2

Max.hod. [MPa]

5 MC

kost hákovitá

0.17/0.21



kost člunkovitá







0.28/0.24

0.16/0.19

Laterální pohled

I


kost člunkovitá

K

L


kost hlavatá

kost hlavatá

kost hlavatá

kost člunkovitá


kost hlavatá

kost hákovitá


0.19/0.24

Laterální pohled

Mediální pohled

Mediální pohled

Laterální pohled

0.25/0.15

0.40/0.38


M

Mediální pohled

0.19/0.22


J



0.18/0.27

Laterální pohled

Mediální pohled

173


David Krpalek, 2016

Lokace chrupavky

N

O

P

Kontaktní tlak

kost 1

kost 2

Max.hod. [MPa]

kost hákovitá

kost trojhranná

0.22/0.28

kost trojhranná



kost člunkovitá






0.25/0.36

0.38/0.44

Mediální pohled

R


S

kost člunkovitá


Laterální pohled

0.48/0.70 0.39/0.44

Radius


Ulna

-/-




19.2.5. Stav s totální náhradou – poloha ZPI_RD Tab. 19.5 ZPI_RD - Rozložení kontaktního tlaku chrupavek Lokace chrupavky

A

B

kost 1

kost 2

1 MC


12.0/17.0

2 MC

C

2 MC

174



kost hlavatá









5.9/5.3

12.0/13.0


David Krpalek, 2016

Lokace chrupavky

D

E

F

G

H

M

Kontaktní tlak

kost 1

kost 2

Max.hod. [MPa]

3 MC

kost hlavatá

2.8/13.0

4 MC

5 MC



kost hlavatá

kost hákovitá

kost hákovitá

kost člunkovitá


kost hákovitá











5.0/4.9

3.3/4.9

5.9/6.0

3.7/3.7

Laterální pohled

Mediální pohled

Laterální pohled

Mediální pohled

1.5/1.8

19.2.6. Stav s totální náhradou – poloha ZPI_UD Tab. 19.6 ZPI_UD - Rozložení kontaktního tlaku chrupavek Lokace chrupavky

A

Kontaktní tlak

kost 1

kost 2

Max.hod. [MPa]

1 MC


8.2/15.0





175


David Krpalek, 2016

Lokace chrupavky

B

C

2 MC


3.1/3.2

4 MC

F

H

kost 2

3 MC

E

G

kost 1

2 MC

D

5 MC



kost hlavatá

M

176


kost hlavatá

kost hlavatá

kost hákovitá

kost hákovitá

kost člunkovitá


kost hákovitá















9.7/7.7

2.3/4.3

3.8/4.5

2.6/4.5

5.0/5.4

3.3/4.7

Laterální pohled

Mediální pohled

Laterální pohled

Mediální pohled

1.4/1.7


David Krpalek, 2016

19.2.7. Stav s totální náhradou – poloha ZPI_FL Tab. 19.7 ZPI_FL - Rozložení kontaktního tlaku chrupavek Lokace chrupavky

A

B

C

D

E

F

G

H

Kontaktní tlak

kost 1

kost 2

Max.hod. [MPa]

1 MC


4.9/8.2

2 MC

2 MC

3 MC

4 MC

5 MC




kost hlavatá

kost hlavatá

kost hákovitá

kost hákovitá

kost člunkovitá


















2.1/2.0

7.9/5.3

2.5/4.0

3.6/3.1

2.3/3.1

4.6/4.2

2.6/3.1

Laterální pohled

Mediální pohled

177


David Krpalek, 2016

Lokace chrupavky

M

Kontaktní tlak

kost 1

kost 2

Max.hod. [MPa]

kost hlavatá

kost hákovitá

1.5/1.6


Laterální pohled


Mediální pohled

19.2.8. Stav s totální náhradou – poloha ZPI_EX Tab. 19.8 ZPI_EX - Rozložení kontaktního tlaku chrupavek Lokace chrupavky

A

B

kost 1

kost 2

1 MC


4.3/6.2

2 MC

C

2 MC

D

3 MC

E

4 MC

F

5 MC

178



kost hlavatá

kost hlavatá

kost hákovitá

kost hákovitá















3.1/2.7

6.5/5.4

2.4/3.0

4.2/3.2

1.8/2.4


David Krpalek, 2016

Lokace chrupavky

G

Kontaktní tlak

kost 1

kost 2

Max.hod. [MPa]


kost člunkovitá

4.9/3.7



H

M


kost hlavatá


kost hákovitá



2.0/2.0

Laterální pohled

Mediální pohled

Laterální pohled

Mediální pohled

1.4/1.7

179


David Krpalek, 2016

19.3. Intenzita přetvoření 19.3.1. Fyziologický stav – kortikální kostní tkáň - poloha ZP_RD

Obr. 19.1 ZP_RD - intenzita přetvoření kortikální kostní tkáně [-] – pohled dorzálním směrem

Obr. 19.2 ZP_RD - intenzita přetvoření kortikální kostní tkáně [-] – pohled palmárním směrem

19.3.2. Fyziologický stav – kortikální kostní tkáň - poloha ZP_UD

Obr. 19.3 ZP_UD - intenzita přetvoření kortikální kostní tkáně [-] – pohled dorzálním směrem

180

Obr. 19.4 ZP_UD - intenzita přetvoření kortikální kostní tkáně [-] – pohled palmárním směrem


David Krpalek, 2016

19.3.3. Fyziologický stav – kortikální kostní tkáň - poloha ZP_FL

Obr. 19.5 ZP_FL - intenzita přetvoření kortikální kostní tkáně [-] – pohled dorzálním směrem

Obr. 19.6 ZP_FL - intenzita přetvoření kortikální kostní tkáně [-] – pohled palmárním směrem

19.3.4. Fyziologický stav – kortikální kostní tkáň - poloha ZP_EX

Obr. 19.7 ZP_EX - intenzita přetvoření kortikální kostní tkáně [-] – pohled dorzálním směrem

Obr. 19.8 ZP_EX - intenzita přetvoření kortikální kostní tkáně [-] – pohled palmárním směrem

181


David Krpalek, 2016

19.3.5. Stav s totální náhradou – kortikální kostní tkáň - poloha ZPI_RD

Obr. 19.9 ZPI_RD - intenzita přetvoření kortikální kostní tkáně [-] – pohled dorzálním směrem

Obr. 19.10 ZPI_RD - intenzita přetvoření kortikální kostní tkáně [-] – pohled palmárním směrem

19.3.6. Stav s totální náhradou – kortikální kostní tkáň - poloha ZPI_UD

Obr. 19.11 ZPI_UD - intenzita přetvoření kortikální kostní tkáně [-] – pohled dorzálním směrem

182

Obr. 19.12 ZPI_UD - intenzita přetvoření kortikální kostní tkáně [-] – pohled palmárním směrem


David Krpalek, 2016

19.3.7. Stav s totální náhradou – kortikální kostní tkáň - poloha ZPI_FL

Obr. 19.13 ZPI_FL - intenzita přetvoření kortikální kostní tkáně [-] – pohled dorzálním směrem

Obr. 19.14 ZPI_FL - intenzita přetvoření kortikální kostní tkáně [-] – pohled palmárním směrem

19.3.8. Stav s totální náhradou – kortikální kostní tkáň - poloha ZPI_EX

Obr. 19.15 ZPI_EX - intenzita přetvoření kortikální kostní tkáně [-] – pohled dorzálním směrem

Obr. 19.16 ZPI_EX - intenzita přetvoření kortikální kostní tkáně [-] – pohled palmárním směrem

183


184

David Krpalek, 2016


David Krpalek, 2016

CIRRICULUM VITAE Jméno a příjmení: Datum narození: Národnost: Adresa: E-mail

David Krpalek 23. května 1983 česká, australská Řípská 1457/17, 627 00 Brno [email protected]

VZDĚLÁNÍ: 2009 – dosud

Vysoké učení technické v Brně – Fakulta strojního inženýrství – Ph.D. obor: Inženýrská mechanika téma dizertační práce: Biomechanická studie ruky

2008 – 2009

Vysoké učení technické v Brně – Fakulta strojního inženýrství – Ing. obor: Technika prostředí a University of Hertfordshire – Environmental Engineering – PgCert. Téma závěrečné práce: Total Drying - The relevance of Psychrometric issues

2003 – 2008

Vysoké učení technické v Brně – Fakulta strojního inženýrství – Ing. obor: Aplikovaná mechanika téma diplomové práce: Deformačně a napěťová analýza čelisti s úbytkem kostní tkáně

1999 – 2003

Střední průmyslová škola Edvarda Beneše – Břeclav obor: Strojírenství – Konstruování s podporou počítače

PRACOVNÍ ZKUŠENOSTI: 2015 – dosud

IG Watteeuw ČR, s.r.o. Pozice: Výpočtář Strukturální a dynamické analýzy s pomocí výpočetního softwaru MSC Patran, ANSYS. Návrh ozubení v softwaru KISSSoft a Klingelnberg KIMoS

2011 – 2015

L.K. Engineering, s.r.o. Pozice: Výpočtář Strukturální, dynamické a termální analýzy s pomocí výpočetního softwaru ANSYS

ODBORNÁ ČINNOST: -

Spolunavrhovatel tří schválených juniorských projektů, dvou specifických výzkumů na FSI VUT v Brně a jednoho projektu FRVŠ. Účast na mezinárodních konferencích SkyScan User Meeting v roce 2010 a 2011.

185

BIOMECHANICKÁ STUDE RUKY

Recommend Documents