KONCE FEMURU SE SKLUZOV 0 6M H 0 9EBEM STRAIN STRESS ANALYSIS OF PROXIMAL FEMUR WITH DYNAMIC HIP PLATE

´ UCEN ˇ Í TECHNICKE ´ V BRNE ˇ VYSOKE BRNO UNIVERSITY OF TECHNOLOGY

ˇ YRSTV ´ Í FAKULTA STROJNÍHO INZEN ´ ˇ USTAV MECHANIKY TELES, MECHATRONIKY A BIOMECHANIKY FACULTY OF MECHANICAL ENGINEERING INSTITUTE OF SOLID MECHANICS, MECHATRONICS AND BIOMECHANICS

ˇ E ˇ NAPE ˇ TOV ˇ A ´ ANALYZA ´ ´ ÍHO DEFORMACN PROXIMALN ´ HREBEM ˇ KONCE FEMURU SE SKLUZOVYM STRAIN STRESS ANALYSIS OF PROXIMAL FEMUR WITH DYNAMIC HIP PLATE

´ PRACE ´ DIPLOMOVA DIPLOMA THESIS

´ AUTOR PRACE

Bc. JAN KOHOUTEK

AUTHOR

´ VEDOUCÍ PRACE SUPERVISOR

BRNO 2012

ˇ FLORIAN, CSc. Ing. ZDENEK

Vysoké učení technické v Brně, Fakulta strojního inženýrství Ústav mechaniky těles, mechatroniky a biomechaniky Akademický rok: 2011/2012

ZADÁNÍ DIPLOMOVÉ PRÁCE student(ka): Bc. Jan Kohoutek který/která studuje v magisterském navazujícím studijním programu obor: Inženýrská mechanika a biomechanika (3901T041) Ředitel ústavu Vám v souladu se zákonem č.111/1998 o vysokých školách a se Studijním a zkušebním řádem VUT v Brně určuje následující téma diplomové práce: Deformačně napěťová analýza proximálního konce femuru se skluzovým hřebem v anglickém jazyce: Strain stress analysis of proximal femur with dynamic hip plate

Stručná charakteristika problematiky úkolu: Řešený problém je součástí klinického problému. Skluzový hřeb se používá ve spojení s kyčelní dlahou s označení DHS. Tento systém je určen pro operace proximálního femuru. Zlomeniny proximálního femuru patří v ortopedii a traumatologii k nejčastějším diagnózám. Zlomenina vždy znamená velkou zátěž pro pacienta, přináší s sebou riziko mnoha komplikací, zlomeniny proximálního femuru jsou tedy problémem nejen medicínským a biomechanickým, ale i sociálním a ekonomickým. Diplomová práce bude zaměřena na deformačně-napěťovou analýzu proximálního femuru s aplikovaným skluzovým hřebem. Cíle diplomové práce: 1. Provedení rešeršní studie dostupné literatury v oblasti řešeného problému. 2. Vytvoření modelu geometrie proximálního femuru s aplikovaným skluzovým hřebem. 3. Provedení rozboru zatěžovacích stavů proximálního femuru. 4. Vytvoření výpočtového modelu proximálního femuru s aplikovaným skluzovým hřebem. 5. Provedení výpočtového řešení proximálního femuru s aplikovaným skluzovým hřebem. 6. Deformačně napěťová analýza řešení proximálního femuru s aplikovaným skluzovým hřebem.

Seznam odborné literatury: [1] Čihák, R.: Anatomie 1. Praha, Avicenum, 1987 [2] Sosna, A., Vavřík, P., Krbec, M., Pokorný, D.: Základy ortopedie, Triton 2001 [3] Valenta, J.: Biomechanika člověka, svalově kosterní systém, Díl 2, Praha, Vydavatelství ČVUT, 1997 [4] Hoza P., Hála T., Pilný J.: Zlomeniny proximálního femuru a jejich řešení, Med. Pro Praxi 2008; 5(10): 393–397

Seznam odborné literatury: [1] Čihák, R.: Anatomie 1. Praha, Avicenum, 1987 [2] Sosna, A., Vavřík, P., Krbec, M., Pokorný, D.: Základy ortopedie, Triton 2001 [3] Valenta, J.: Biomechanika člověka, svalově kosterní systém, Díl 2, Praha, Vydavatelství ČVUT, 1997 [4] Hoza P., Hála T., Pilný J.: Zlomeniny proximálního femuru a jejich řešení, Med. Pro Praxi 2008; 5(10): 393–397

Vedoucí diplomové práce: Ing. Zdeněk Florian, CSc. Termín odevzdání diplomové práce je stanoven časovým plánem akademického roku 2011/2012. V Brně, dne 15.11.2011 L.S.

Vedoucí diplomové práce: Ing. Zdeněk Florian, CSc. _______________________________ _______________________________ prof. Ing. Jindřich Petruška, CSc. prof. RNDr. Miroslav Doupovec, CSc. Termín odevzdání diplomové akademického Ředitel ústavupráce je stanoven časovým plánem Děkan fakulty roku 2011/2012. V Brně, dne 15.11.2011 L.S.

_______________________________

_______________________________

ABSTRAKT Pˇredkládaná diplomová práce se zab´ yvá stanoven´ım deformaˇcnˇe napˇet’ov´ ych stav˚ u v proximáln´ım femuru s aplikovan´ ymi systémy DHS a PCCP. Systém DHS je dlouhodobˇe au ´spˇeˇsnˇe pouˇz´ıván k léˇcbˇe intertrochanterick´ ych zlomenin, v nˇekter´ ych pˇr´ıpadech vˇsak docház´ı ke komplikac´ım spojen´ ym s proˇrezáván´ım závit˚ u skluzného hˇrebu a ztrátˇe stability implantátu. Tyto nedostatky má minimalizovat novˇejˇs´ı systém PCCP. V práci je popsána tvorba v´ ypoˇctového modelu a porovnáno rozloˇzen´ı napˇet´ı a pˇretvoˇren´ı v implantátech a v kostn´ı tkáni z´ıskané ˇreˇsen´ım pomoc´ı metody koneˇcn´ ych prvk˚ u. Trojrozmˇerné modely geometrie implantát˚ u byly vytvoˇreny na základˇe reáln´ ych objekt˚ u, model geometrie proximáln´ıho femuru, rozdˇelen´ y stabiln´ı a nestabiln´ı zlomeninou podle AO klasifikace, byl vytvoˇren ze série CT sn´ımk˚ u. Zat´ıˇzen´ı bylo urˇceno na základˇe podm´ınek statické rovnováhy uvolnˇené doln´ı konˇcetiny. V´ ypoˇcet probˇehl v programovém prostˇred´ı Ansys Workbench v13. Ve skluzn´ ych hˇrebech systému PCCP jsou patrné niˇzˇs´ı hodnoty redukovaného napˇet´ı, neˇz je tomu u systému DHS. Hodnoty redukovaného pˇretvoˇren´ı v proximáln´ım fragmentu femuru vˇsak v kombinaci se systémem PCCP dosahuj´ı aˇz trojnásobn´ ych hodnot, coˇz je patrnˇe d˚ usledek samoˇrezného tvaru závit˚ u skluzn´ ych hˇreb˚ u tohoto implantátu. Pouˇzit´ım systému PCCP je redukováno riziko vzniku mezn´ıho stavu pruˇznosti v implantátu, v proximáln´ım fragmentu v okol´ı závit˚ u vˇsak docház´ı k v´ yraznˇejˇs´ımu pˇretˇeˇzován´ı kostn´ı tkánˇe neˇz pˇri pouˇzit´ı systému DHS.

ˇ ´ SLOVA KLÍCOV A proximáln´ı femur intertrochanterická zlomenina Dynamic Hip Screw Percutaneous Compression Plate metoda koneˇcn´ ych prvk˚ u

ABSTRACT The presented Master’s Thesis aims at determining stress and strain distribution in proximal femur with applied PCCP and DHS systems. The DHS system has been widely and successfully used for treating intertrochanteric fractures of proximal femur; in some cases, however, complications concerning implant cut-out and excessive fracture collapse occur. To minimize the risk of stabilization failure, the PCCP system was designed. In the Thesis, the process of creating the numerical model is described and the results obtained by employing Finite Element Method are presented. The 3D models of implants’ geometry were created based on the real objects. The model of proximal femur geometry was built by utilizing a series of CT scans and divided into two bodies with respect to the AO classification afterwards. The loading was obtained by solving the static equilibrium equations for the loose lower extremity. The computation was run in Ansys Workbench v13 software. In the hip screws of the PCCP system, lower values of equivalent stress can be found when compared to the DHS system. However, the equivalent strain generated in the proximal fragment is 3-times higher when the PCCP system is employed than in case of DHS system which may be due to the self-cutting design of PCCP screws. By employing PCCP system, the risk of implant failure is decreased. On the other hand, the bone tissue of the proximal fragment in close vicinity of the implant screws seems to be overloaded and prone to collapse.

KEYWORDS proximal femur intertrochanteric fracture Dynamic Hip Screw Percutaneous Compression Plate Finite Element Method

´ SEN ˇ Í PROHLA Prohlaˇsuji, ˇze svou diplomovou práci na téma Deformaˇcnˇe napˇet’ov´ a analýza proximáln´ıho konce femuru se skluzovým hˇrebem jsem vypracoval samostatnˇe pod veden´ım vedouc´ıho diplomové práce a s pouˇzit´ım odborné literatury a dalˇs´ıch informaˇcn´ıch zdroj˚ u, které jsou vˇsechny citovány v práci a uvedeny v seznamu literatury na konci práce.

V Brnˇe dne

...............

.................................. (Jan Kohoutek)

KOHOUTEK, J. Deformaˇcnˇe napˇet’ov´ a analýza proxim´ aln´ıho konce femuru se skluzovým hˇrebem. Brno: Vysoké uˇcen´ı technické v Brnˇe, Fakulta strojn´ıho inˇzen´ yrstv´ı, 2012. 83 s. Vedouc´ı diplomové práce Ing. Zdenˇek Florian, CSc.

ˇ ´ Í PODEKOV AN Panu Ing. Florianovi, CSc. na prvn´ım m´ıstˇe patˇr´ı d´ık m˚ uj nesmˇel´ y, za cenné rady, ochotu a vstˇr´ıcnost, za srdce ze zlata a za nervy z oceli. . . D´ıky pán˚ um inˇzen´ yr˚ um Marcianovi a Valáˇskovi, za pˇrátelsk´ y vzduch, co se jim v kancl´ıku vˇzdy tetel´ı, za pomoc a povzbuzen´ı vˇse kdyˇz zdálo se b´ yt v jeteli. Dˇekuji své jedineˇcné sestˇre za pár velmi pozdn´ıch veˇcerek, bez n´ıˇz by asi z práce zbyla spousta poházen´ ych p´ısmenek. Vˇrelé d´ıky patˇr´ı téˇz mé milované Tereez, snad jsem pˇr´ıliˇs v posledn´ıch dnech na nervy j´ı nelez’. A vdˇekem m´ ym bud’ zahrnuta i má rodina, pˇrátelé prav´ı, jiˇz mi, doufám, uchránili zbytky duˇsevn´ıho zdrav´ı. . .

OBSAH ´ 1 Uvod

1

2 Popis probl´ emov´ e situace

3

3 Formulace probl´ emu a c´ıl˚ uˇ reˇ sen´ı

5

4 Stanoven´ı syst´ emu podstatn´ ych veliˇ cin 4.1 Rozm´ıstˇen´ı prvk˚ u soustavy a jejich geometrie 4.2 Vazby objektu k okol´ı . . . . . . . . . . . . . . 4.3 Aktivace objektu . . . . . . . . . . . . . . . . 4.4 Ovlivnˇen´ı objektu . . . . . . . . . . . . . . . . 4.5 Vlastnosti prvk˚ u struktury objektu . . . . . . 4.6 Projevy objektu . . . . . . . . . . . . . . . . . 4.7 D˚ usledky projev˚ u . . . . . . . . . . . . . . . .

7 7 7 7 8 8 8 8

5 Reˇ serˇ sn´ı studie 5.1 Reˇserˇsn´ı studie 5.2 Reˇserˇsn´ı studie 5.3 Reˇserˇsn´ı studie 5.4 Reˇserˇsn´ı studie

literatury literatury literatury literatury

. . . . . . .

. . . . . . .

. . . . . . .

. . . . . . .

. . . . . . .

. . . . . . .

. . . . . . .

. . . . . . .

. . . . . . .

. . . . . . .

. . . . . . .

. . . . . . .

. . . . . . .

. . . . . . .

zab´ yvaj´ıc´ı se zp˚ usoby klasifikace zlomenin . . . zab´ yvaj´ıc´ı se zp˚ usoby modelován´ı kostn´ı tkánˇe porovnávaj´ıc´ı r˚ uzné typ˚ u fixátor˚ u. . . . . . . . zab´ yvaj´ıc´ı se v´ ypoˇctov´ ym modelován´ım . . . .

6 Anal´ yza prvk˚ uˇ reˇ sen´ e soustavy 6.1 Anatomie kyˇceln´ıho kloubu . . . . . . . . . . . . 6.2 Anatomie stehenn´ı kosti . . . . . . . . . . . . . . 6.3 Kolemkloubn´ı svaly . . . . . . . . . . . . . . . . . 6.4 Struktura kostn´ı tkánˇe . . . . . . . . . . . . . . . 6.4.1 Kortikáln´ı kostn´ı tkán ˇ . . . . . . . . . . . 6.4.2 Spongiosn´ı kostn´ı tkán ˇ . . . . . . . . . . . 6.4.3 Remodelace kostn´ı tkánˇe . . . . . . . . . . 6.5 Zlomeniny a jejich klasifikace . . . . . . . . . . . . 6.6 Zp˚ usoby léˇcby intertrochanterick´ ych zlomenin . . 6.6.1 Bezoperativn´ı léˇcba . . . . . . . . . . . . . 6.6.2 Osteosyntéza . . . . . . . . . . . . . . . . 6.6.3 Historick´ y v´ yvoj extramedulárn´ıch náhrad 6.6.4 DHS systém . . . . . . . . . . . . . . . . . 6.6.5 PCCP dlaha . . . . . . . . . . . . . . . . . 6.6.6 Dalˇs´ı typy extramedulárn´ıch náhrad . . . . 6.6.7 Intramedulárn´ı náhrady . . . . . . . . . . 6.6.8 Aloplastika . . . . . . . . . . . . . . . . . 7 V´ ybˇ er metody ˇ reˇ sen´ı

. . . . . . .

. . . . . . . . . . . . . . . . .

. . . . . . . . . . . . . . . . .

. . . . . . . . . . . . . . . . .

. . . . . . . . . . . . . . . . .

. . . . . . . . . . . . . . . . .

. . . . . . . . . . . . . . . . .

. . . . . . . . . . . . . . . . .

. . . . . . . . . . . . . . . . .

. . . . . . . . . . . . . . . . .

. . . . . . . . . . . . . . . . .

. . . . . . . . . . . . . . . . .

. . . . . . . . . . . . . . . . .

. . . . . . . . . . . . . . . . .

. . . . . . .

9 . 9 . 9 . 10 . 11 . . . . . . . . . . . . . . . . .

13 13 14 16 17 18 19 20 21 22 23 24 24 25 25 26 28 29 31

8 Pouˇ zit´ y software

33

9 Tvorba v´ ypoˇ ctov´ eho modelu 9.1 Model dekompozice objektu . . . . . . . . . . . . . . . 9.2 Model geometrie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 9.2.1 Model geometrie fixátor˚ u. . . . . . . . . . . . . 9.2.2 Model geometrie dlahy . . . . . . . . . . . . . . 9.2.3 Model geometrie skluzn´ ych hˇreb˚ u . . . . . . . . 9.2.4 Model geometrie samoˇrezn´ ych vrut˚ u . . . . . . 9.2.5 V´ ysledn´ y model geometrie celé sestavy . . . . . 9.2.6 Model geometrie proximáln´ıho femuru . . . . . 9.2.7 Model geometrie intertrochanterické zlomeniny . 9.3 Model topologie objektu . . . . . . . . . . . . . . . . . 9.4 Model okol´ı a model vazeb objektu a okol´ı . . . . . . . 9.5 Model aktivace objektu . . . . . . . . . . . . . . . . . . 9.6 Model vlastnost´ı struktury objektu . . . . . . . . . . . 9.6.1 Homogenn´ı izotropn´ı model materiálu . . . . . . 9.6.2 Nehomogenn´ı izotropn´ı model materiálu . . . . 9.6.3 Ortotropn´ı model materiálu . . . . . . . . . . . 9.6.4 Transversálnˇe ortotropn´ı model materiálu . . . 9.6.5 Anizotropn´ı model materiálu . . . . . . . . . . . 9.6.6 Materiál dlahy . . . . . . . . . . . . . . . . . . 9.6.7 Koeficienty tˇren´ı . . . . . . . . . . . . . . . . . 9.6.8 Shrnut´ı . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 9.7 Model mezn´ıch stav˚ u objektu . . . . . . . . . . . . . .

. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

35 35 35 36 36 37 38 38 38 42 44 46 47 50 51 51 52 52 53 53 54 54 54

10 Realizace ˇ reˇ sen´ı 10.1 Model kontakt˚ u mezi prvky soustavy 10.2 V´ ybˇer typu prvk˚ u. . . . . . . . . . . 10.3 Tvorba koneˇcnoprvkové s´ıtˇe . . . . . 10.4 Vazby a zat´ıˇzen´ı . . . . . . . . . . . . 10.5 Nastaven´ı ˇreˇsiˇce . . . . . . . . . . . .

. . . . .

. . . . .

. . . . .

. . . . .

. . . . .

. . . . .

. . . . .

. . . . .

. . . . .

. . . . .

. . . . .

55 55 58 58 59 60

. . . . .

. . . . .

. . . . .

. . . . .

. . . . .

. . . . .

. . . . .

. . . . .

. . . . .

. . . . .

11 Prezentace v´ ysledk˚ u 63 11.1 Deformaˇcn´ı posuvy . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 63 11.2 Redukované napˇet´ı σHM H . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 64 11.3 Redukované pˇretvoˇren´ı εHM H . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 67 12 Z´ avˇ er

73

Seznam pouˇ zit´ ych zdroj˚ u a literatury

75

Seznam pouˇ zit´ ych zkratek a symbol˚ u

82

xii

Kapitola 1

´ Uvod Máloco dovede tolik charakterizovat dobu, v n´ıˇz nyn´ı ˇzijeme, jako cesta, kterou lidstvo za posledn´ı dekády urazilo na poli vˇedy a techniky. V´ yznamné objevy ve vˇsech mysliteln´ ych vˇedn´ıch oborech a jejich zavádˇen´ı do kaˇzdodenn´ıho ˇzivota neustále zvyˇsuj´ı jeho kvalitu a posouvaj´ı hranice lidsk´ ych moˇznost´ı. Jedn´ım z názorn´ ych ukazatel˚ u pokroku je neustále rostouc´ı pr˚ umˇerná délka ˇzivota, která napˇr. ve Spojen´ ych státech americk´ ych za posledn´ıch sto let vzrostla o 25 aˇz 30 let, na ˇcemˇz hlavn´ı pod´ıl nese zlepˇsován´ı kvality zdravotn´ı péˇce [42]. Stále se prodluˇzuj´ıc´ı pr˚ umˇerná délka ˇzivota s sebou vˇsak vedle zjevn´ ych v´ yhod pˇrináˇs´ı také nové problémy a v´ yzvy. Kromˇe r˚ uzn´ ych civilizaˇcn´ıch chorob pramen´ıc´ıch z hektického zp˚ usobu ˇzivota, ˇspatné ˇzivotosprávy apod. je lidské tˇelo s pˇrib´ yvaj´ıc´ım vˇekem vystavováno r˚ uzn´ ym degradaˇcn´ım proces˚ um, které mimo jiné zvyˇsuj´ı riziko vzniku traumatick´ ych zlomenin. Svou poˇcetnost´ı a zejména závaˇznost´ı hraj´ı d˚ uleˇzitou roli zlomeniny proximáln´ıho femuru. Zlomenin proximáln´ıho femuru m˚ uˇze nastat nˇekolik druh˚ u, které se podle anatomické lokalizace lomné linie dále dˇel´ı na zlomeniny femoráln´ı hlavice, krˇcku femuru, zlomeniny pertrochanterické a intertrochanterické. Zlomeniny subtrochanterické, které jsou lokalizovány distálnˇe od trochanterického masivu, b´ yvaj´ı ˇrazeny mezi zlomeniny diaf´ yzy femuru [37]. Konkrétn´ı mechanismus zlomeniny závis´ı na mnoha faktorech, mezi nˇeˇz lze zahrnout vˇek pacienta, kvalitu jeho kostn´ı tkánˇe, pˇr´ıˇcinu u ´razu (vysokoenergetické nebo ˇ e republice roˇcnˇe se zlon´ızkoenergetické zlomeniny) a dalˇs´ı [75]. Podle odhad˚ u je v Cesk´ meninou proximáln´ıho femuru diagnostikováno pˇribliˇznˇe 15 000 lid´ı, a to zejména ˇzen v 7.-8. decenniu. Pro pacienty taková zlomenina pˇredstavuje velmi váˇzné komplikace a rizika ohroˇzen´ı ˇzivota, mortalita zlomenin proximáln´ıho femuru je srovnatelná s mortalitou cévn´ıch mozkov´ ych pˇr´ıhod, do jednoho roku od utrpen´ı zlomeniny um´ırá pˇribliˇznˇe kaˇzd´ y pát´ y pacient. Zlomeniny proximáln´ıho femuru jsou tak problémem nejen medic´ınsk´ ym, ale téˇz sociáln´ım a ekonomick´ ym [37]. Od typu zlomeniny se odv´ıj´ı zp˚ usob jej´ı léˇcby. P˚ uvodn´ı konzervativn´ı, bezoperativn´ı léˇcba je nejˇcastˇeji nahrazována léˇcbou operativn´ı za pouˇzit´ı osteosyntézy nebo aloplastiky. V´ yvoj implantát˚ u a fixátor˚ u pro léˇcbu zlomenin proximáln´ıho femuru za posledn´ı dekády taktéˇz urazil dlouhou cestu a zejména v posledn´ıch letech u ´zce souvis´ı s rozvojem biomechaniky coby vˇedn´ıho oboru, kter´ y k ˇreˇsen´ı biologick´ ych a medic´ınsk´ ych problém˚ u vyuˇz´ıvá poznatk˚ u z oblasti inˇzen´ yrské mechaniky. S jej´ı pomoc´ı a s pomoc´ı v´ ypoˇctového modelován´ı je pak moˇzno posuzovat deformaˇcnˇe napˇet’ovou odezvu kostn´ı tkánˇe na zatˇeˇzován´ı pˇri pouˇzit´ı r˚ uzn´ ych typ˚ u fixace, jeˇz je pˇredmˇetem i pˇredkládané práce.

1

2

Kapitola 2

Popis probl´ emov´ e situace Jedn´ım z moˇzn´ ych zp˚ usob˚ u léˇcby intertrochanterick´ ych zlomenin je pouˇzit´ı tzv. extramedulárn´ıch fixátor˚ u. Jedná se o speciáln´ı dlahy, které se pomoc´ı kostn´ıch vrut˚ u fixuj´ı z lateráln´ı strany k diaf´ yze femuru a umoˇzn ˇuj´ı v´ ysuvn´ y pohyb skluzn´ ych hˇreb˚ u, jeˇz jsou zavedeny do proximáln´ıho fragmentu kosti. Tento v´ ysuvn´ y pohyb zajiˇst’uje stlaˇcován´ı obou fragment˚ u zlomeniny a t´ım napomáhá jej´ımu zhojen´ı. Systém DHS (Dynamic Hip Screw) je u ´spˇeˇsn´ ym a obl´ıben´ ym nástrojem ortoped˚ u a traumatolog˚ u, kteˇr´ı jej v nezmˇenˇené podobˇe pouˇz´ıvaj´ı jiˇz po nˇekolik desetilet´ı. V nˇekter´ ych pˇr´ıpadech, zejména je-li systém pouˇzit k fixaci nestabiln´ıch zlomenin, vˇsak m˚ uˇze doj´ıt k proˇrezán´ı závit˚ u skluzného hˇrebu nebo ke ztrátˇe fixace a následn´ ym lom˚ um. Omezit rizika tˇechto jev˚ u se snaˇz´ı systém PCCP (Percutaneous Compression Plate), jenˇz pouˇz´ıvá dva skluzné hˇreby a jejˇz je nav´ıc moˇzno zavést za pouˇzit´ı miniinvazivn´ıch technik. V odborné literatuˇre lze nalézt vˇedecké práce, které oba fixátory srovnávaj´ı z hlediska délky operaˇcn´ıch ˇcas˚ u, pravdˇepodobnosti komplikac´ı a dalˇs´ıch faktor˚ u. O jejich srovnán´ı z biomechanického hlediska toho vˇsak stále mnoho napsáno nebylo, pˇredkládaná práce si proto klade za c´ıl tuto mezeru pomoci zaplnit. Z biomechanického hlediska nelze provést posouzen´ı soustavy proximáln´ıho konce femuru s fixátorem bez deformaˇcnˇe napˇet’ové anal´ yzy na základˇe komplexn´ıho ˇreˇsen´ı. Vzhle´ dem k moˇznostem na Ustavu mechaniky tˇeles, mechatroniky a biomechaniky (dále jen ´ UMTMB) bude ˇreˇsen´ı zamˇeˇreno na v´ ypoˇctové modelován´ı a následné ˇreˇsen´ı Metodou koneˇcn´ ych prvk˚ u (dále jen MKP). V´ ypoˇctov´ y model MKP zahrnuje modely geometrie, materiálu, uloˇzen´ı a zat´ıˇzen´ı soustavy. Vzhledem k tvarové a materiálové nároˇcnosti je pˇri vytváˇren´ı v´ ypoˇctového modelu nutné vyˇreˇsit ˇradu d´ılˇc´ıch problém˚ u. Také uloˇzen´ı a zat´ıˇzen´ı jednotliv´ ych prvk˚ u vytváˇr´ı problémy. M˚ uˇzeme tedy konstatovat, ˇze vytvoˇren´ı v´ ypoˇctového modelu, jeho ˇreˇsen´ı a následná deformaˇcnˇe napˇet’ová anal´ yza proximáln´ıho femuru s DHS systémem, resp. PCCP systémem je problém.

3

4

Kapitola 3

Formulace probl´ emu a c´ıl˚ uˇ reˇ sen´ı Na základˇe popisu problémové situace je moˇzné problém formulovat takto: Proveden´ı deformaˇ cnˇ e napˇ et’ov´ eho ˇ reˇ sen´ı proxim´ aln´ıho konce femuru s aplikovan´ ym syst´ emem DHS a PCCP s n´ aslednou deformaˇ cnˇ e napˇ et’ovou anal´ yzou. Proces nalezen´ı ˇreˇsen´ı pro dan´ y problém byl dále rozdˇelen do d´ılˇc´ıch u ´kol˚ u, jeˇz odpov´ıdaj´ı c´ıl˚ um v zadán´ı této práce: • Proveden´ı reˇ serˇ sn´ı studie dostupn´ e literatury v oblasti ˇ reˇ sen´ eho probl´ emu: Pro z´ıskán´ı potˇrebného vhledu do problematiky osteosyntézy pomoc´ı extramedulárn´ıch fixátor˚ u a vstupn´ıch dat pro následné v´ ypoˇctové modelován´ı bylo tˇreba provést reˇserˇsn´ı studii literatury, která se daného tématu dot´ yká. Tato je provedena v kapitole 5. • Vytvoˇ ren´ı v´ ypoˇ ctov´ eho modelu proxim´ aln´ıho femuru s aplikovan´ ym skluzn´ ym hˇ rebem: Pro ˇreˇsen´ı daného problému byla zvolena metoda v´ ypoˇctového modelován´ı, pro nˇeˇz je nutno vytvoˇrit v´ ypoˇctov´ y model. Proces jeho tvorby je popsán v kapitole 9. • Vytvoˇ ren´ı modelu geometrie proxim´ aln´ıho femuru s aplikovan´ ym skluzn´ ym hˇ rebem: Vytváˇren´ı modelu geometrie, jenˇz je jedn´ım ze základn´ıch prvk˚ u modelu v´ ypoˇctového, je vˇenována podkapitola 9.2. • Proveden´ı rozboru zatˇ eˇ zovac´ıch stav˚ u proxim´ aln´ıho femuru: Rozbor zatˇeˇzovac´ıch stav˚ u je v rámci vytváˇren´ı modelu aktivace objektu proveden v podkapitole 9.5. • Proveden´ı v´ ypoˇ ctov´ eho ˇ reˇ sen´ı proxim´ aln´ıho femuru s aplikovan´ ym skluzn´ ym hˇ rebem: V kapitole 10, jeˇz pojednává o realizaci v´ ypoˇctového ˇreˇsen´ı, je vˇenována pozornost nastaven´ı kontakt˚ u, vazeb, tvorbˇe koneˇcnoprvkové s´ıtˇe a nastaven´ı ˇreˇsiˇce. • Deformaˇ cnˇ e napˇ et’ov´ a anal´ yza ˇ reˇ sen´ı proxim´ aln´ıho femuru s aplikovan´ ym skluzn´ ym hˇ rebem: V´ ysledky deformaˇcnˇe napˇet’ové anal´ yzy jsou prezentovány v kapitole 11.

5

6

Kapitola 4

Stanoven´ı syst´ emu podstatn´ ych veliˇ cin Dˇr´ıve, neˇz bude pˇristoupeno k vlastn´ımu ˇreˇsen´ı problému, je tˇreba vymezit ty veliˇciny, které do procesu ˇreˇsen´ı problému na daném objektu vstupuj´ı a v´ yznamnˇe ovlivˇ nuj´ı jeho v´ ysledky, a stanovit tzv. systém podstatn´ ych veliˇcin [43]. Jsou zde uvedeny veˇskeré veliˇciny, které byly pˇri ˇreˇsen´ı problému na dané u ´rovni uvaˇzovány. Objekt, na nˇemˇz bude dan´ y problém ˇreˇsen, se skládá z nˇekolika podobjekt˚ u, tj. z proximáln´ı ˇcásti femuru (vˇcetnˇe jeho fragment˚ u v pˇr´ıpadˇe intertrochanterické zlomeniny) a DHS, resp. PCCP dlahy (tj. dlahy, skluzn´ ych hˇreb˚ u a fixaˇcn´ıch samoˇrezn´ ych vrut˚ u). Jednotlivé podmnoˇziny systému podstatn´ ych veliˇcin na tomto objektu jsou popsány v následuj´ıc´ım textu. 4.1. Rozm´ıstˇ en´ı prvk˚ u soustavy a jejich geometrie Veliˇcinami vyjadˇruj´ıc´ımi rozm´ıstˇen´ı prvk˚ u soustavy a jejich geometrie jsou prostorové uspoˇra´dán´ı, tvar a velikost femuru a aplikované dlahy. U modelu geometrie femuru budou nav´ıc uvaˇzovány dva typy materiálu, tj. spongiosn´ı a kortikáln´ı kostn´ı tkán ˇ; pro kaˇzd´ y z nich bude vytvoˇren vlastn´ı objemov´ y model. Pro u ´ˇcely v´ ypoˇctového modelován´ı bude model geometrie femuru vytvoˇren na základˇe série CT sn´ımk˚ u, model geometrie dlah bude vyhotoven odmˇeˇren´ım z jejich fyzick´ ych exempláˇr˚ u. 4.2. Vazby objektu k okol´ı Interakce mezi objektem a okol´ım budou modelovány pomoc´ı zamezen´ı posuv˚ u v distáln´ım konci femuru a silového p˚ usoben´ı popsaného v podkapitole 4.3. Vazby mezi jednotliv´ ymi podobjekty budou realizovány pˇredepsán´ım kontaktn´ıch dvojic r˚ uzné u ´rovnˇe. 4.3. Aktivace objektu Veliˇcinami vyjadˇruj´ıc´ımi aktivaci objektu jsou silová p˚ usoben´ı od sval˚ u, které se k femuru up´ınaj´ı v oblastech velkého trochanteru, a tlakové silové p˚ usoben´ı od kloubn´ıho spojen´ı na stykové ploˇse femoráln´ı hlavice.

7

´ ´ ˇ 4. STANOVENÍ SYSTEMU PODSTATNYCH VELICIN 4.4. Ovlivnˇ en´ı objektu Objekt je ovlivˇ nován strukturou kostn´ı tkánˇe a jej´ı kvalitou (hustotou trámeˇck˚ u, mineráln´ım sloˇzen´ım apod.). Zahrnut´ı tˇechto vliv˚ u do v´ ypoˇctového modelu by znamenalo podstatné zv´ yˇsen´ı u ´rovnˇe modelu a nároˇcnosti jeho vytvoˇren´ı, v práci proto nebude uvaˇzováno. Okol´ı dále ovlivˇ nuje objekt r˚ uzn´ ymi zp˚ usoby zatˇeˇzován´ı, tj. stoj´ı-li pacient na ve stoji snoˇzném, na jedné doln´ı konˇcetinˇe, uvaˇzujeme-li ch˚ uzi, bˇeh apod. V práci bude uvaˇzován pouze stoj na jedné doln´ı konˇcetinˇe. 4.5. Vlastnosti prvk˚ u struktury objektu Veliˇciny vyjadˇruj´ıc´ı vlastnosti prvk˚ u se odv´ıjej´ı od pouˇzitého modelu materiálu. Pˇri tvorbˇe v´ ypoˇctového modelu byl vybrán homogenn´ı izotropn´ı model materiálu, pro jehoˇz urˇcen´ı je potˇreba zadat moduly pruˇznosti a souˇcinitele pˇr´ıˇcné kontrakce vˇsech uvaˇzovan´ ych materiál˚ u (kortikáln´ı a spongiosn´ı kostn´ı tkán ˇ, titanová slitina). Mezi v´ yznamné materiálové parametry z hlediska posouzen´ı mezn´ıch stav˚ u patˇr´ı téˇz meze pruˇznosti jednotliv´ ych materiál˚ u. Dále je potˇreba do této podmnoˇziny podstatn´ ych veliˇcin zahrnout i geometrické veliˇciny popisuj´ıc´ı tvar a rozmˇery jednotliv´ ych podobjekt˚ u. 4.6. Projevy objektu Projevy objektu popisuje pole deformaˇcn´ıch posuv˚ u popsané tenzorem deformace a pole normálov´ ych a smykov´ ych napˇet´ı popsané tenzorem napˇet´ı. 4.7. D˚ usledky projev˚ u D˚ usledkem m˚ uˇze b´ yt vznik mezn´ıho stavu pruˇznosti nˇekterého z podobjekt˚ u, mezn´ıho stavu poruˇsen´ı spojitosti, pˇr´ıp. mezn´ı stav nˇekterého typu lomu.

8

Kapitola 5

Reˇ serˇ sn´ı studie Pro z´ıskán´ı základn´ı orientace v dané problematice a téˇz potˇrebn´ ych vstupn´ıch u ´daj˚ u pro pozdˇejˇs´ı tvorbu v´ ypoˇctového modelu je tˇreba provést reˇserˇsn´ı studii relevantn´ı literatury. ˇ anky, které byly pˇri psan´ı této práce pouˇzity, jsou struˇcnˇe pˇredstaveny v této kapitole a Cl´ tematicky rozˇclenˇeny do ˇctyˇr podkapitol, které se po ˇradˇe t´ ykaj´ı problematiky klasifikace intertrochanterick´ ych zlomenin, modelován´ı kostn´ı tkánˇe, porovnán´ı r˚ uzn´ ych typ˚ u fixátor˚ u a v´ ypoˇctového modelován´ı. 5.1. Reˇ serˇ sn´ı studie literatury zab´ yvaj´ıc´ı se zp˚ usoby klasifikace zlomenin Mezi nejpouˇz´ıvanˇejˇs´ı zp˚ usoby klasifikace intertrochanterick´ ych zlomenin proximáln´ıho femuru patˇr´ı klasifikace podle Evanse [24] s modifikac´ı podle Jensena [44] a klasifikace OTA (Orthopaedic Trauma Association) [5]. O obou klasifikac´ıch je moˇzno se v´ıce dozvˇedˇet napˇr. v [58, 75]. Existuj´ı téˇz vˇedecké ˇclánky, jeˇz se zab´ yvaj´ı srovnán´ım jednotliv´ ych zp˚ usob˚ u klasifikace ve smyslu jednoznaˇcnosti a reprodukovatelnosti dˇelen´ı zlomenin do jednotliv´ ych kategori´ı. Z jejich poznatk˚ u vypl´ yvá, ˇze tato jednoznaˇcnost z˚ ustává i nadále kontroverzn´ı [86, 72]. 5.2. Reˇ serˇ sn´ı studie literatury zab´ yvaj´ıc´ı se zp˚ usoby modelov´ an´ı kostn´ı tk´ anˇ e Jak bude uvedeno v dalˇs´ıch kapitolách, kostn´ı tkán ˇ je velmi obt´ıˇznˇe modelovateln´ y materiál. Za posledn´ı roky, kdy biomechanika a v´ ypoˇctové modelován´ı doznaly znaˇcného rozvoje, se postupnˇe zvedá u ´roveˇ n pouˇz´ıvan´ ych model˚ u materiálu pro popis kostn´ı tkánˇe. Mezi nejnovˇejˇs´ı trendy v této oblasti patˇr´ı modelován´ı spongiosn´ı kostn´ı tkánˇe jako nehomogenn´ıho izotropn´ıho materiálu, kdy jsou jeho mechanické vlastnosti korelovány s hustotou kostn´ı tkánˇe z´ıskanou z anal´ yzy CT sn´ımk˚ u. Pˇrehled a srovnán´ı pouˇz´ıvan´ ych pˇrevodn´ıch vzorc˚ u mezi hustotou tkánˇe a Youngov´ ym modulem pruˇznosti lze nalézt v [32]. Ve studii [96] je pak pomoc´ı v´ ypoˇctového modelován´ı provedena anal´ yza celého proximáln´ıho femuru s pouˇzit´ ym modelem nehomogenn´ıho izotropn´ıho materiálu a jej´ı v´ ysledky jsou porovnány s v´ ysledky experimentáln´ıho zatˇeˇzován´ı skuteˇcné kosti. Jiné práce jsou zamˇeˇreny na popis elasto-plastického chován´ı kostn´ı tkánˇe. V práci [47] je provedeno experimentáln´ı mˇeˇren´ı odezvy spongiosn´ı kostn´ı tkánˇe na tlakové zatˇeˇzován´ı a jej´ı chován´ı je porovnáváno s chován´ım polyuretanov´ ych pˇenov´ ych materiál˚ u. V [31] je elasto-plastick´ y model materiálu aplikován na trojrozmˇern´ y model geometrie malého v´ yˇrezu spongiosn´ı tkánˇe zhotoven´ y na základˇe mikro CT sn´ımk˚ u. V´ ysledky numerického 9

ˇ ˇ Í STUDIE 5. RESER SN v´ ypoˇctu jsou následnˇe porovnávány s v´ ysledky experimentáln´ıch zkouˇsek na reáln´ ych vzorc´ıch. Pro srovnán´ı jsou tytéˇz anal´ yzy provedeny na vzorc´ıch z kovov´ ych slitin s podobnˇe porézn´ı strukturou, jaká je typická pro spongisu. Podobná anal´ yza je provedena v [64], kde jsou v´ ysledky v´ ypoˇctu na trojrozmˇerném koneˇcnoprvkovém modelu spongiosy s uvaˇzován´ım mikrostruktury porovnány s v´ ysledky experimentáln´ıch zkouˇsek na reáln´ ych vzorc´ıch. Zaj´ımav´ ym ˇclánkem je téˇz [84], v nˇemˇz je na základˇe zkouˇsek mikrotvrdosti a pomoc´ı akustické mikroskopie zjiˇstˇeno, ˇze na mikro´ urovni vykazuj´ı trámce spongiosy i lamely kompaktn´ı kosti pˇribliˇznˇe stejné mechanické vlastnosti. 5.3. Reˇ serˇ sn´ı studie literatury porovn´ avaj´ıc´ı r˚ uzn´ e typ˚ u fix´ ator˚ u Mezi prvn´ı ˇclánky srovnávaj´ıc´ı r˚ uzné typy fixátor˚ u patˇr´ı [50]. Autoˇri se v této práci zamˇeˇruj´ı na srovnán´ı pooperaˇcn´ıch stav˚ u u 622 pacient˚ u s intertrochanterick´ ymi zlomeninami léˇcen´ ymi pomoc´ı Jewettova nebo Massieho hˇrebu. Na základˇe sv´ ych závˇer˚ u autoˇri doporuˇcuj´ı pouˇz´ıván´ı Massieho hˇrebu, kter´ y umoˇzn ˇuje stlaˇcován´ı fragment˚ u a t´ım napomáhá k rychlejˇs´ımu hojen´ı zlomeniny. Poruchy a lomy fixátor˚ u jsou témˇeˇr ve vˇsech pˇr´ıpadech zp˚ usobeny u ´pln´ ym zasunut´ım hˇrebu do dlahy, a tedy ztrátou moˇznosti relativn´ıho pohybu obou komponent fixátoru. Podle autor˚ u se této situaci dá pˇredej´ıt v´ ybˇerem vhodné délky hˇrebu. Také z rozsáhlé studie [17] plynou jednoznaˇcné závˇery, ˇze pouˇzit´ı tzv. fixed-angle nail-plate“, tedy hˇreb˚ u pevnˇe spojen´ ych s dlahou bez moˇznosti v´ ysuvného po” hybu, je spojeno s vyˇsˇs´ım rizikem proˇrezán´ı závitu, lomu fixátoru a nutnosti reoperace neˇz pˇri pouˇzit´ı skluzn´ ych hˇreb˚ u. Problém formulovan´ y v kapitole 3 zahrnuje systémy DHS a PCCP aplikované na proximáln´ı ˇcásti femuru, stˇeˇzejn´ı ˇcást reˇserˇsn´ı studie je proto zamˇeˇrena na porovnán´ı tˇechto dvou fixátor˚ u. V odborné literatuˇre lze nalézt celou ˇradu ˇclánk˚ u, které se vˇenuj´ı problematice fixátor˚ u z medic´ınského hlediska a analyzuj´ı pr˚ ubˇeh operac´ı a pooperaˇcn´ı stav pacient˚ u. V ˇclánku [18] byly porovnány v´ ysledky léˇcby 1024 pacient˚ u s intertrochanterick´ ymi zlomeninami pomoc´ı systému DHS s odstupem jednoho roku od operace. Z p˚ uvodn´ıho poˇctu z˚ ustalo naˇzivu 69 % pacient˚ u, z nichˇz se u 95 % neobjevila ˇzádná, anebo jen m´ırná bolest. Polovina pˇreˇzivˇs´ıch pacient˚ u se navrátila k p˚ uvodn´ı pohyblivosti. S problémy t´ ykaj´ıc´ımi se fixace implantátu se pot´ ykalo 3,6 % pacient˚ u. Vysoké procento mortality z˚ ustalo nevysvˇetleno. V práci [15] jsou analyzovány pr˚ ubˇehy operac´ı u 611 pacient˚ u oˇsetˇren´ ych systémem PCCP. Mortalita bˇehem prvn´ıho roku po operaci dosáhla hodnoty 3,8 %, pooperaˇcn´ımi komplikacemi trpˇelo 14,7 % pacient˚ u. Pˇr´ımé srovnán´ı systém˚ u DHS a PCCP je provedeno napˇr. v prac´ıch [49, 74, 13]. Z jejich závˇer˚ u vypl´ yvá, ˇze k implantaci PCCP systému jsou zapotˇreb´ı aˇz o ˇctvrtinu kratˇs´ı operaˇcn´ı ˇcasy a téˇz nutnost transfuze je ménˇe ˇcastá neˇz pˇri pouˇzit´ı DHS systému, coˇz pramen´ı z miniinvazivn´ıho zp˚ usobu implantace systému PCCP. Statisticky v´ yznamné rozd´ıly v ˇcetnosti pooperaˇcn´ıch komplikac´ı nebyly pozorovány. Pouˇzitelnost systému PCCP vˇsak v nˇekter´ ych pˇr´ıpadech m˚ uˇze b´ yt limitována existenc´ı pouze jednoho typu dlahy bez moˇznosti mˇenit u ´hel mezi dlahou a skluzn´ ymi hˇreby. I v pˇr´ıpadˇe systému DHS byly uˇcinˇeny pokusy o umoˇznˇen´ı miniinvazivn´ı techniky implantace, a to zkrácen´ım dlahy fixátoru a pouˇzit´ım diagonáln´ıch 10

ˇ ˇ Í STUDIE 5. RESER SN vrut˚ u. Avˇsak pozdˇejˇs´ı studie [71] ukázaly, ˇze je toto ˇreˇsen´ı spojeno s aˇz ˇctyˇrnásobn´ ym nár˚ ustem napˇet´ı ve fixátoru, a tedy s vyˇsˇs´ım rizikem poruch. V práci [67] je DHS systém porovnáván s tzv. Medoff plate“. Ze závˇer˚ u práce vypl´ yvá, ” ˇze aˇckoli se u Medoff plate vyskytuje v´ yraznˇejˇs´ı zkrácen´ı femuru (stˇredn´ı hodnota odpov´ıdá 15 mm oproti 11 mm u DHS systému), medializace diaf´ yzy femuru i riziko poruch jsou ménˇe ˇcasté a vˇetˇs´ı m´ıru zkrácen´ı femuru ospravedlˇ nuj´ı. V práci [68] jsou analyzovány v´ ysledky léˇcby 94 pacient˚ u pomoc´ı modifikovaného Medoff plate se ˇctyˇrmi vruty. I u tohoto implantátu autoˇri dosáhli dobr´ ych v´ ysledk˚ u s n´ızkou ˇcetnost´ı komplikac´ı. Ze závˇer˚ u práce [61], která porovnává Medoff plate a standardn´ı Gamma hˇreb, vypl´ yvá, ˇze Gamma hˇreb je vhodnˇejˇs´ı variantou léˇcby subtrochanterick´ ych zlomenin, v pˇr´ıpadˇe trochanterick´ ych zlomenin vykazuj´ı oba implantáty podobnˇe uspokojivé v´ ysledky. Autoˇri ˇclánku [90] se zamˇeˇrili na hledán´ı spolehlivˇejˇs´ıho zp˚ usobu fixace skluzného hˇrebu v osteoporotické kosti. Závˇery jejich práce nasvˇedˇcuj´ı tomu, ˇze pouˇzit´ı helikáln´ıho závitu nam´ısto konvenˇcn´ıho závitu skluzného hˇrebu m˚ uˇze v´ yznamnˇe ovlivnit jeho odolnost proti proˇrezán´ı. Nev´ yhodou helikáln´ıho závitu je v´ yraznˇejˇs´ı zkrácen´ı femoráln´ıho krˇcku pˇri jeho pouˇzit´ı. K podobn´ ym v´ ysledk˚ um dospˇeli i autoˇri [80], kteˇr´ı zkoumali vliv helikáln´ıho závitu na posuvy femoráln´ı hlavice u intertrochanterick´ ych zlomenin pˇri pouˇzit´ı intramedulárn´ıch fixátor˚ u. V reˇserˇsn´ı studii [48] se autoˇri vˇenuj´ı problematice fixace proximáln´ıho femuru pomoc´ı extramedulárn´ıch a intramedulárn´ıch fixátor˚ u. V´ ysledky této studie naznaˇcuj´ı, ˇze systém DHS nadále z˚ ustává optimáln´ım zp˚ usobem léˇcby intertochanterick´ ych zlomenin s v´ yjimkou tˇech pˇr´ıpad˚ u, u nichˇz docház´ı ke vzniku velkého mnoˇzstv´ı fragment˚ u, nebo kdyˇz je vrstva kortikáln´ı kosti na lateráln´ı stranˇe diaf´ yzy femuru relativnˇe slabá. Také autoˇri reˇserˇsn´ı studie [77] doporuˇcuj´ı pouˇzit´ı intramedulárn´ıch fixátor˚ u v pˇr´ıpadˇe nestabiln´ıch zlomenin, pro léˇcbu stabiln´ıch zlomenin je podle závˇeru jejich studie vhodnˇejˇs´ı pouˇz´ıt fixátor extramedulárn´ı. 5.4. Reˇ serˇ sn´ı studie literatury zab´ yvaj´ıc´ı se v´ ypoˇ ctov´ ym modelov´ an´ım V odborné literatuˇre je moˇzné nalézt ˇclánky, jeˇz se zab´ yvaj´ı v´ ypoˇctov´ ym modelován´ım proximáln´ıho femuru s intertrochanterickou zlomeninou a aplikovan´ ym fixátorem. Ve studii [66] jsou experimentálnˇe i pomoc´ı v´ ypoˇctového modelován´ı porovnávány dlaha, u ´hlovˇe stabiln´ı dlaha, DHS systém a Proximal Femoral Nail“. Z v´ ysledk˚ u této práce plyne, ˇze ” pˇri pouˇzit´ı dané u ´hlovˇe stabiln´ı dlahy, podobnˇe jako je-li pouˇzit Proximal Femoral Nail, je v m´ıstˇe zlomeniny generováno podobné zat´ıˇzen´ı jako u kosti bez zlomeniny, proˇceˇz autoˇri tyto dva fixátory povaˇzuj´ı za nejlepˇs´ı. Naproti tomu aplikace systému DHS vede k nejvˇetˇs´ımu pˇrenosu zat´ıˇzen´ı na lomnou plochu. V práci [36] se autoˇri zamˇeˇruj´ı na anal´ yzu vlivu pozice skluzného hˇrebu DHS systému na rozdˇelen´ı napˇet´ı v implantátu a okoln´ı kostn´ı tkáni. Na základˇe své studie doporuˇcuj´ı skluzn´ y hˇreb um´ıstit do centráln´ı ˇcásti femoráln´ıho krˇcku a hlavice. Práce [16] je zamˇeˇrena na deformaˇcnˇe napˇet’ovou anal´ yzu proximáln´ıho femuru s aplikovan´ ym DHS systémem nebo tˇremi spongiosn´ımi vruty. V´ ysledky ukazuj´ı vysoké hodnoty napˇet´ı pˇri pouˇzit´ı spongiosn´ıch vrut˚ u. Deformaˇcnˇe napˇet’ov´ ym anal´ yzám proximáln´ıho femuru s intramedulárn´ımi implantáty se vˇenuje napˇr. [89, 33]. 11

12

Kapitola 6

Anal´ yza prvk˚ uˇ reˇ sen´ e soustavy Objekt, na nˇemˇz bude problém ˇreˇsen, se skládá ze stehenn´ı kosti, z dlahy, jednoho (v pˇr´ıpadˇe dlahy DHS) nebo dvou (u dlahy PCCP) skluzn´ ych hˇreb˚ u a ze tˇr´ı samoˇrezn´ ych vrut˚ u, které fixuj´ı dlahu ke kosti. Stejnˇe jako geometrii a topologii jednotliv´ ych podobjekt˚ u je d˚ uleˇzité správnˇe zvolit interakce mezi nimi a vazby k okol´ı. Je tedy tˇreba správnˇe porozumˇet kinematice kyˇceln´ıho spojen´ı a zatˇeˇzovac´ım stav˚ um, k nimˇz pˇri pohybu docház´ı. Vzhledem k tomu, ˇze ˇreˇsen´ı bude provádˇeno na stehenn´ı kosti s intertrochanterickou zlomeninou, bude v následuj´ıc´ım textu bl´ıˇze pojednáno o klasifikac´ıch intertrochanterick´ ych zlomenin. Dalˇs´ım postupn´ ym c´ılem na cestˇe k zahrnut´ı vˇsech podstatn´ ych vliv˚ u na ˇreˇsen´ı daného problému je správná interpretace struktury materiálu kostn´ı tkánˇe a v neposledn´ı ˇradˇe téˇz detailn´ı popis obou fixátor˚ u. 6.1. Anatomie kyˇ celn´ıho kloubu Kloub (articulatio synovialis) je pohyblivé spojen´ı dvou nebo v´ıce kost´ı dot´ ykaj´ıc´ıch ” se styˇcn´ ymi plochami, potaˇzen´ ymi hyalinn´ı chrupavkou. Artikuluj´ıc´ı kosti jsou spojeny kloubn´ım pouzdrem up´ınaj´ıc´ım se po obvodu tˇechto ploch. Takové spojen´ı umoˇzn ˇuje funkˇcnˇe v´ yznamn´ y rozsah pohyb˚ u artikuluj´ıc´ıch kost´ı.“ [6]

ˇ Obrázek 6.1: Zensk´ a pánev. [19]

Kaˇzd´ y kloub je sloˇzitá funkˇcn´ı jednotka, na jej´ımˇz vytvoˇren´ı se pod´ıl´ı ˇrada struktur: • artikuluj´ıc´ı kosti, • kloubn´ı chrupavka, 13

´ ˇ SEN ˇ ´ SOUSTAVY 6. ANALYZA PRVK˚ U RE E

Obrázek 6.2: Kyˇceln´ı kloub. 1 – spina iliaca anterior inferior, 2 – labrum glenoidale, 3 – caput femoris (hlavice), 4 – ligamentum pubofemorale, 5 – ligamentum iliofemorale, 6 – membrana obturatoria, 7 – ligamentum pubofemorale. [19]

• kloubn´ı pouzdro, • kloubn´ı vazy, • kolemkloubn´ı svalstvo, • pˇr´ıdatná zaˇr´ızen´ı kloubn´ı, • kloubn´ı cévy, • kloubn´ı nervy [6]. Kyˇceln´ı kloub (articulatio coxae) je klasifikován jako jednoduch´ y kulov´ y kloub omezen´ y (articulatio spheroidea enarthrosis). Artikuluj´ıc´ımi kostmi jsou centráln´ı ˇcást kosti pánevn´ı naz´ yvaná acetabulum a proximáln´ı konec kosti stehenn´ı zakonˇcen´ y hlavic´ı femuru [6]. Kloubn´ı jamka je polokulovitá, stˇredn´ı hodnota jej´ıho polomˇeru se pohybuje okolo 2,5 cm a nalézá se v m´ıstˇe styku tˇr´ı pánevn´ıch kost´ı – os ilium, os ischii a os pubis. Vzhledem k tomu, ˇze bude ˇreˇsen´ı problému omezeno na stehenn´ı kost, bude této v následuj´ıc´ım textu vˇenována vˇetˇs´ı pozornost. 6.2. Anatomie stehenn´ı kosti Stehenn´ı kost (femur) je nejvˇetˇs´ı a nejsilnˇejˇs´ı kost´ı lidského tˇela. Podle tvaru spadá do skupiny dlouh´ ych kost´ı a lze na n´ı rozliˇsit následuj´ıc´ı ˇcásti: • proximáln´ı konec, 14


Obr´ azek 6.3: Femur. 1 – linia intertrochanterica, 2 – trochanter major (velk´ y trochanter), 3 – caput femoris (hlavice), 4 – fovea capitis femoris, 5 – collum femoris (krˇcek), 6 – tuberositas glutea, 7 – trochanter minor (mal´ y trochanter), 8 – tuberculum adductorium, 9 – epicondylus medialis, 10 – condylus medialis (mediáln´ı kondyl), 11 – facies patellaris, 12 – condylus lateralis (later´ aln´ı kondyl), 13 – epicondylus lateralis, 14 – proximáln´ı konec, 15 – tˇelo stehenn´ı kosti, 16 – distáln´ı konec. [19]

• hlavice (caput femoris), • krˇcek (collum femoris), • trochanterick´ y masiv (calcar femoris), • tˇelo (corpus femoris), • distáln´ı konec, • kondyly (condyli femoris). Hlavice kyˇceln´ıho kloubu (caput femoris) má pˇribliˇzn´ y tvar koule a je tou ˇcást´ı stehenn´ı kosti, která spolu s jamkou pánevn´ı kosti tvoˇr´ı kyˇceln´ı kloub. Jej´ı velikost se r˚ uzn´ı, stˇredn´ı 15

´ ˇ SEN ˇ ´ SOUSTAVY 6. ANALYZA PRVK˚ U RE E hodnota jej´ıho polomˇeru se pohybuje okolo 2,5 cm. Hlavice ˇcasto nemá pˇresnˇe kulovit´ y tvar, n´ ybrˇz je v kraniokaudáln´ım smˇeru m´ırnˇe zploˇstˇelá do tvaru rotaˇcn´ıho elipsoidu. Nápadná prohlubeˇ n pˇri pohledu z mediáln´ı strany se naz´ yvá fovea capitis femoris, v n´ıˇz se up´ıná ligamentum capitis femoris. Chrupavka na povrchu hlavice zauj´ımá pˇribliˇznˇe dvˇe tˇretiny povrchu koule a jej´ı tlouˇst’ka se pohybuje od 1 do 3 mm v závislosti na jej´ı lokalizaci. [6] Krˇcek (collum femoris) spojuje hlavici s trochanterick´ ym masivem. Jeho délka u dospˇel´ ych jedinc˚ u dosahuje 4 aˇz 5 cm a s corpus femoris sv´ırá tzv. kolodiafysárn´ı u ´hel. Hodnota ◦ tohoto u ´hlu se s vˇekem sniˇzuje, pˇri narozen´ı dosahuje témˇeˇr 160 , pr˚ umˇerná hodnota v dospˇelosti se udává okolo 126◦ . Krˇcek je nav´ıc jeˇstˇe pootoˇcen ventrálnˇe oproti frontáln´ı rovinˇe proloˇzené kondyly femuru o tzv. u ´hel anteverze, jehoˇz hodnota nab´ yvá v pr˚ umˇeru 12-15◦ . [21, 6] Trochanterick´ y masiv je tvoˇren velk´ ym a mal´ ym trochanterem. Velk´ y trochanter (trochanter major) je mohutná kostn´ı vyv´ yˇsenina, která svou báz´ı dosedá shora na pˇrechod diaf´ yzy v krˇcek, jeho vrchol se stáˇc´ı m´ırnˇe mediálnˇe a dorzálnˇe. Na jeho zevn´ı stranˇe se nalézá mal´ y hrbolek (tuberculum innominatum), na nˇejˇz se up´ıná musculus gluteus medius. Mal´ y trochanter (trochanter minor) je kónického tvaru a nasedá na dorzomediáln´ı plochu diaf´ yzy femuru. Sv´ ym vrcholem smˇeˇruje mediálnˇe a nepatrnˇe dorzálnˇe. Up´ıná se na nˇej musculus iliopsoas. [6] Tˇelo femuru je lehce prohnuté konvexitou dopˇredu a sb´ıhá od trochanterického masivu ˇsikmo mediokaudálnˇe. Uvnitˇr diaf´ yzy se nacház´ı dˇreˇ nová dutina (cavitas medullaris) vyplnˇená kostn´ı dˇren´ı. Distáln´ı konec stehenn´ı kosti se rozˇsiˇruje do dvou kondyl˚ u (condylus medialis a condylus lateralis), které jsou artikuluj´ıc´ımi u ´tvary v kolenn´ım kloubu. [21] 6.3. Kolemkloubn´ı svaly Kolemkloubn´ı svaly zajiˇst’uj´ı pohyb kloubn´ıho spojen´ı. U kyˇceln´ıho kloubu se jedná o soubor 22 sval˚ u, které je moˇzno rozdˇelit podle systematické anatomie na svaly kyˇceln´ı a stehenn´ı. Kyˇceln´ı se dále dˇel´ı podle systematické anatomie na vnitˇrn´ı (musculus iliopsoas) a zevn´ı (musculus gluteus maximus, musculus gluteus medius, musculus gluteus miniimus, musculus tensor fasciae latae a dalˇs´ı). Svaly stehenn´ı se dˇel´ı na pˇredn´ı (musculus sartorius, musculus rectus femoris), zadn´ı (musculus semitendinosus, musculus semimemranosus, musculus biceps femoris) a mediáln´ı (musculus pectineus a dalˇs´ı). Podle funkce je moˇzné v´ yˇse uvedené svaly dˇelit na flexory (zajiˇst’uj´ı ohyb konˇcetiny ve ventráln´ım smˇeru), extenzory (ohyb konˇcetiny v dorzáln´ım smˇeru), krátké zevn´ı rotátory (rotace konˇcetiny), adduktory (pˇritaˇzen´ı konˇcetiny v mediáln´ım smˇeru) a abduktory (odtaˇzen´ı konˇcetiny ve smˇeru lateráln´ım). Pro u ´ˇcely této práce hraj´ı nejv´ yznamnˇejˇs´ı u ´lohu abduktory, které zajiˇst’uj´ı schopnost bipedn´ı ch˚ uze. Patˇr´ı sem mimo jiné m. gluteus maximus, m. gluteus medius a m. gluteus minimus. Gluteáln´ı svaly zaˇc´ınaj´ı po prakticky celé zevn´ı ploˇse lopaty pánevn´ı kosti a pˇrilehlé ˇcásti os sacrum. Jejich u ´pony se naopak koncentruj´ı do oblasti velkého trochanteru [6].

16


Obr´ azek 6.4: Musculus gluteus maximus (nahoˇre), musculus gluteus medius (vlevo) a musculus gluteus minimus. [26]

6.4. Struktura kostn´ı tk´ anˇ e Z morfologického hlediska je moˇzné kosti lidského organismu rozdˇelit do tˇr´ı skupin. Tvoˇr´ı je kosti dlouhé (napˇr. femur, humerus aj.), kosti krátké (zápˇestn´ı k˚ ustky aj.) a kosti ploché (kost hrudn´ı, nˇekteré kosti lebeˇcn´ı). Jednotlivé skupiny kost´ı se od sebe liˇs´ı nejen sv´ ym tvarem a funkc´ı, ale téˇz zp˚ usobem v´ yvoje a r˚ ustu. [21] Pˇredmˇetem zkoumán´ı této práce je stehenn´ı kost, která spadá do skupiny dlouh´ ych kost´ı (obr. 6.5), tˇemto tedy bude vˇenována vˇetˇs´ı pozornost.

Obr´ azek 6.5: Stavba dlouhé kosti. 1 – epif´ yza, 2 – diaf´ yza, 3 – epif´ yza, 4 – kortikáln´ı kostn´ı tkán ˇ, 5 – dˇreˇ nová dutina, 6 – spongiosn´ı kostn´ı tkán ˇ.

17

´ ˇ SEN ˇ ´ SOUSTAVY 6. ANALYZA PRVK˚ U RE E Na stavbˇe kaˇzdé kosti se pod´ıl´ı dva typy kostn´ı tkánˇe. Jedná se o kostn´ı tkán ˇ hutnou, neboli kortikálu (substantia corticalis), a kostn´ı tkán ˇ trámˇcitou, téˇz spongiosu (substantia spongiosa). Diafyzáln´ı ˇcást dlouh´ ych kost´ı je tvoˇrena siln´ ym obvodov´ ym pláˇstˇem kortikáln´ı kosti, kter´ y obep´ıná dˇreˇ novou dutinu (cavitas medullaris). V epif´ yzách dlouh´ ych kost´ı je kortikála mnohem tenˇc´ı, vnitˇrek je pak vyplnˇen trámˇcitou kostn´ı tkán´ı [21]. 6.4.1. Kortikáln´ı kostn´ı tkán ˇ Kortikáln´ı kostn´ı tkán ˇ tvoˇr´ıc´ı diaf´ yzu dlouh´ ych kost´ı je na poˇcátku v´ yvoje oznaˇcována jako prim´ arn´ı, neboli prehaverská. Jiˇz v prenatáln´ım obdob´ı a bˇehem celého ˇzivota pak docház´ı k jej´ı pˇrestavbˇe na kostn´ı tkán ˇ haverskou. D˚ uvodem k této pˇrestavbˇe nejsou vyˇsˇs´ı nároky na mechanickou pevnost, která je u obou typ˚ u kostn´ı tkánˇe pˇribliˇznˇe stejná, ale zvyˇsuj´ıc´ı se nároky na cévn´ı zásoben´ı. [35, 6] Cel´ y proces pˇrestavby zaˇc´ıná aktivn´ım vr˚ ustán´ım cévn´ıch pupen˚ u z dˇreˇ nové dutiny kolmo do vnitˇrn´ıch vrstev kompakty. Z pupen˚ u se dále oddˇeluj´ı ramena, která se vzestupnˇe nebo sestupnˇe ve smˇeru hlavn´ı osy dlouhé kosti napojuj´ı na p˚ uvodn´ı primárn´ı cévn´ı s´ıt’. Na stˇeny ˇsirok´ ych kanál˚ u kolem nov´ ych cév koncentricky pˇriléhaj´ı kostn´ı buˇ nky (osteoblasty) a postupnˇe je zuˇzuj´ı. Tak vznikne osteon. Tato pˇrestavba po urˇcité dobˇe pˇretvoˇr´ı p˚ uvodn´ı kompaktu po celé jej´ı tlouˇst’ce, pouze na povrchu z˚ ustává zachováno nˇekolik vrstev obvodov´ ych lamel. Vzhledem k tomu, ˇze tato pˇrestavba prob´ıhá neustále po cel´ y ˇzivot, vyplˇ nuj´ı prostor mezi novˇe vznikl´ ymi osteony zbytky starˇs´ıch, ˇcásteˇcnˇe odbouran´ ych osteon˚ u.

Obrázek 6.6: Cévn´ı z´ asoben´ı haverské kosti: 1 – arteria nutricia, 2 – cévy ve Volkmannov´ ych kanálc´ıch, 3 – periost´ aln´ı cévy, 4 – céva haverského systému, 5 – periost, 6 – pláˇst’ové lamely periostáln´ı kosti, 7 – haversk´ y systém, 8 – zbytky starˇs´ıch haversk´ ych systém˚ u, 9 – dˇreˇ n. [6]

18


Obr´ azek 6.7: Postup vzniku haverského systému v lamelách primárn´ı kosti: a – arterie, v – véna, RP – razic´ı cévn´ı pupen, OK – osteoklast, OB – osteoblast, HS – haversk´ y systém (osteon). [6]

Diaf´ yza femuru je tvoˇrena témˇeˇr v´ yhradnˇe kortikálou, která v pomˇernˇe silné vrstvˇe ohraniˇcuje dˇreˇ novou dutinu. V pˇr´ıpadˇe proximáln´ı ˇcásti je vrstva kortikály aˇz na jednu v´ yjimku pomˇernˇe slabá. Touto v´ yjimkou je kortikála na mediáln´ı ˇcásti krˇcku, která je nápadnˇe zes´ılena do v´ yznamné nosné struktury, naz´ yvané Adams˚ uv oblouk. 6.4.2. Spongiosn´ı kostn´ı tkán ˇ Spongiosn´ı kostn´ı tkán ˇ je tvoˇrena prostorovou s´ıt´ı kostn´ıch trámc˚ u – trabekul. Trámce jsou nejjemnˇejˇs´ı v kloubn´ıch konc´ıch, smˇerem ke dˇreˇ nové dutinˇe se zesiluj´ı, ale ˇr´ıdnou [6]. Architektura prostorové s´ıtˇe trabekul podléhá vliv˚ um zatˇeˇzuj´ıc´ıch sil p˚ usob´ıc´ıch na kloub ’ v celém rozsahu jeho pohyb˚ u. S´ıt trabekul je proto u kaˇzdého kloubu jiná v závislosti na rozsahu pohyb˚ u, které tento kloub umoˇzn ˇuje. S prvn´ı formulac´ı této myˇslenky pˇriˇsel roku 1892 Julius Wolff se svou publikac´ı Das Gesetz der Transformation der Knochen [92], v n´ıˇz publikoval postulát, kter´ y pozdˇeji pˇreˇsel ve známost jako Wolff˚ uv zákon. Ten lze zjednoduˇsenˇe vyjádˇrit slovy: Zevn´ı tvar, vnitˇrn´ı struktura i funkˇcn´ı zat´ıˇzen´ı kosti jsou ve ” vzájemné harmonii. Pˇri jakékoli zmˇenˇe docház´ı k pˇrestavbˇe kosti, jej´ımˇz c´ılem je dosaˇzen´ı p˚ uvodn´ı harmonie.“ [23] V oblasti proximáln´ıho konce femuru lze rozeznat nˇekolik zˇreteln´ ych trajektori´ı, které trámce sleduj´ı a které zároveˇ n odpov´ıdaj´ı smˇer˚ um hlavn´ıch tahov´ ych a tlakov´ ych napˇet´ı (obr. 6.8). Aˇckoli se ohlednˇe této koncepce dosud vedou spory, v literatuˇre se zpravidla rozliˇsuje pˇet systém˚ u kostn´ıch trámc˚ u. V oblasti krˇcku prob´ıhaj´ı tzv. primárn´ı systémy, a to tlakov´ y mediáln´ı a tahov´ y lateráln´ı, v oblasti trochanterického masivu pak sekundárn´ı systémy, opˇet tlakov´ y mediáln´ı a tahov´ y lateráln´ı, pát´ y systém prob´ıhá podélnˇe velk´ ym trochanterem. [6] Mediáln´ı systém v oblasti krˇcku vycház´ı od stˇredu hlavice strmˇe distálnˇe a m´ırnˇe laterálnˇe a vyzaˇruje do silné kortikáln´ı vrstvy vu ´rovni malého trochanteru (kˇrivka 2b na obr. 6.8). Trámce lateráln´ıho systému vyb´ıhaj´ı od stˇredu hlavice obloukovitˇe laterálnˇe a distálnˇe a vyzaˇruj´ı do kompakty pod doln´ım okrajem velkého trochanteru (kˇrivky 1a a 2a). Trámce tlakového sekundárn´ıho systému zaˇc´ınaj´ı ˇsiroce od báze velkého trochanteru, smˇeˇruj´ı v oblouku distomediálnˇe a vyzaˇruj´ı do kompakty Adamsova oblouku (kˇrivka 1b).

19


Obrázek 6.8: Pˇribliˇzn´ y smˇer trajektori´ı v proximáln´ım femuru. Kˇrivky sleduj´ıc´ı smˇer 1a jsou kˇrivkami sekund´ arn´ıho tahového later´ aln´ıho systému, 1b odpov´ıdá smˇeru sekundárn´ıho tlakového medi´ aln´ıho systému, 2a reprezentuje kˇrivky primárn´ıho tahového lateráln´ıho systému, 2b pak kˇrivky prim´ arn´ıho tlakového mediáln´ıho systému. [79]

6.4.3. Remodelace kostn´ı tkánˇe Kostn´ı tkán ˇ je pozoruhodn´ ym materiálem z mnoha d˚ uvod˚ u. Jednou z jej´ıch velmi speciáln´ıch vlastnost´ı je, jak bylo naznaˇceno v pˇredchoz´ı podkapitole, jej´ı schopnost adaptovat se na zmˇenu vnˇejˇs´ıho zat´ıˇzen´ı. Modelace, resp. remodelace kostn´ı tkánˇe je moˇzná d´ıky aktivitˇe dvou bunˇeˇcn´ ych typ˚ u: osteoblast˚ u a osteoklast˚ u. Pro aktivaci osteoblast˚ u, které jsou zodpovˇedné za tvorbu kostn´ı tkánˇe, je zapotˇreb´ı mechanické zat´ıˇzen´ı, které v kosti vyvolá pˇretvoˇren´ı v ˇrádu stovek aˇz tis´ıcovek µε (mikrostrain). Experimenty ukázaly, ˇze mechanismus zatˇeˇzován´ı, tedy zda se jedná o tah, nebo tlak, nen´ı z hlediska aktivace podstatn´ y, d˚ uleˇzitá je vˇsak m´ıra pˇretvoˇren´ı v kosti vznikaj´ıc´ıho. Nen´ı-li kost zat´ıˇzena dostateˇcnˇe (prahová hodnota se pohybuje mezi 50-200 µε), aktivuj´ı se ve zv´ yˇsené m´ıˇre osteoklasty a zaˇcnou kost resorbovat. Fyziologické zat´ıˇzen´ı, pˇri nˇemˇz se apozice i resorpce uplatˇ nuj´ı ve shodné m´ıˇre, je v rozmez´ı pˇribliˇznˇe 1000-2500 µε. D˚ uvodem pro tuto remodelaci je diskrétn´ı poˇskozen´ı kostn´ıch lamel vlivem procesu stárnut´ı nebo mechanického zat´ıˇzen´ı, kdy je poˇskozená kost osteoklasticky odbourána a vzápˇet´ı vyplnˇena kost´ı novou. Pˇri vzestupu deformace nad tuto hodnotu se ve zv´ yˇsené m´ıˇre aktivuj´ı osteoblasty a kost aponuje. Oblast patologického pˇretˇeˇzován´ı je zdola omezena hodnotou pˇribliˇznˇe 25000 µε, kdy docház´ı k praskán´ı [6, 59]. Jednotlivé mechanismy remodelace jsou schematicky znázornˇeny na obr. 6.9.

20


Obr´ azek 6.9: Remodelace kostn´ı tkánˇe pˇri r˚ uzn´ ych mˇerách zat´ıˇzen´ı. [59]

6.5. Zlomeniny a jejich klasifikace Intertrochanterické zlomeniny u mlad´ ych lid´ı jsou zpravidla d˚ usledkem vysokoenergetického zranˇen´ı, nejˇcastˇeji automobilové nehody nebo pádu z velké v´ yˇsky. U starˇs´ıch lid´ı jde v 90 % pˇr´ıpad˚ u o n´ızkoenergetická zranˇen´ı zapˇr´ıˇcinˇená prost´ ym pádem. Pro správn´ y popis a hodnocen´ı intertrochanterick´ ych zlomenin bylo potˇreba vytvoˇrit systém klasifikace jednotliv´ ych typ˚ u zlomenin, kter´ y by vypov´ıdal o jejich stabilitˇe a vedl operatéry k volbˇe optimáln´ıho oˇsetˇren´ı [86]. Prvn´ı veˇrejnou a obecnˇe akceptovanou klasifikaci vytvoˇril v roce 1949 E. M. Evans [24], kter´ y intertrochanterické zlomeniny rozdˇelil do pˇeti kategori´ı (obr. 6.10). Do tˇr´ıd I a II spadaj´ı zlomeniny se dvˇema fragmenty, v pˇr´ıpadˇe tˇr´ıdy II nav´ıc docház´ı k separaci obou fragment˚ u. Do tˇr´ıdy III spadaj´ı zlomeniny se tˇremi fragmenty v tˇech pˇr´ıpadech, kdy docház´ı k oddˇelen´ı velkého trochanteru, a tedy ztrátˇe posterolateráln´ı podpory. Do tˇr´ıdy IV taktéˇz spadaj´ı zlomeniny se tˇremi fragmenty, tentokrát ale v tˇech pˇr´ıpadech, kdy docház´ı ke ztrátˇe mediáln´ı podpory z d˚ uvodu oddˇelen´ı malého trochanteru nebo zlomeninˇe v Adamsovˇe oblouku. Zlomeniny tˇr´ıdy V zahrnuj´ı pˇr´ıpady, kdy dojde k oddˇelen´ı malého i velkého trochanteru. Tato klasifikace se po dlouhou dobu tˇeˇsila velké oblibˇe pro svou reprodukovatelnost a snadné pouˇzit´ı zejména v anglicky mluv´ıc´ıch zem´ıch [58]. S jinou klasifikac´ı s oznaˇcen´ım AO pˇriˇsel v roce 1990 M¨ uller et al. [63], kter´ y trochanterické zlomeniny rozdˇelil do tˇr´ı skupin A1 – A3 (obr. 6.11). Skupina A1 zahrnuje stabiln´ı zlomeniny se dvˇema fragmenty, kdy linie lomu bˇeˇz´ı od velkého trochanteru k Adamsovu oblouku, kter´ y je rozdˇelen pouze v jednom m´ıstˇe, a je dále rozdˇelena do tˇr´ı podskupin podle toho, zda konˇc´ı nad mal´ ym trochanterem (tˇr´ıda A1.1), jde napˇr´ıˇc mal´ ym trochan21


Obr´ azek 6.10: Evansova klasifikace intertrochanterick´ ych zlomenin. [58]

terem (tˇr´ıda A1.2), nebo konˇc´ı pod n´ım (tˇr´ıda A1.3). Do skupiny A2 spadaj´ı zlomeniny s touˇz lini´ı lomu jako u skupiny A1, ovˇsem kortikála v Adamsovˇe oblouku je rozdˇelena na v´ıce fragment˚ u. Tˇr´ıda A2.1 zahrnuje zlomeniny s jedn´ım vedlejˇs´ım u ´lomkem, A2.2 se dvˇema vedlejˇs´ımi u ´lomky a A2.3 s v´ıce neˇz dvˇema vedlejˇs´ımi fragmenty. Ve skupinˇe A3 jsou pak zahrnuty ty zlomeniny, u nichˇz lomová ˇcára zaˇc´ıná v kortikále na lateráln´ı stranˇe pod velk´ ym trochanterem a bˇeˇz´ı napˇr´ıˇc tˇelem kosti k malému trochanteru. Tˇr´ıda A3.1 zahrnuje zlomeniny se zpˇetnou lini´ı lomu, A3.2 s pˇr´ıˇcnou lini´ı a tˇr´ıda A3.3 zlomeniny s oddˇelen´ ym mal´ ym trochanterem [58]. Obecnˇe ˇreˇceno jsou podle vˇetˇsiny vˇedeck´ ych prac´ı zlomeniny spadaj´ıc´ı do skupiny A1 povaˇzovány za stabiln´ı“ a k jejich léˇcbˇe se ˇcasto ” aplikuj´ı skluzné hˇreby, zlomeniny skupin A2 a A3 jsou nestabiln´ı“ a zpravidla léˇceny ” intramedulárn´ımi hˇreby. V souˇcasnosti se vˇsak stále vedou rozsáhlé diskuse o tom, kter´ y implantát je pro tu kterou tˇr´ıdu optimáln´ı [86]. 6.6. Zp˚ usoby l´ eˇ cby intertrochanterick´ ych zlomenin Následuj´ıc´ı kapitola uvád´ı pˇrehled nˇekter´ ych zp˚ usob˚ u léˇcby, které jsou v souvislosti s intertrochanterick´ ymi zlomeninami uplatˇ novány. Z d˚ uvodu z´ıskán´ı ucelené pˇredstavy o v´ yvoji tˇechto metod jsou do v´ yˇctu zahrnuty i nˇekteré implantáty, které jsou sice jiˇz pˇrekonány, ale z hlediska historického v´ yvoje modern´ıch fixátor˚ u sehrály d˚ uleˇzitou roli.

22


Obr´ azek 6.11: AO klasifikace intertrochanterick´ ych zlomenin podle M¨ ullera. [58]

6.6.1. Bezoperativn´ı léˇcba Pˇredt´ım, neˇz byly v ˇsedesát´ ych letech minulého stolet´ı vyvinuty prvn´ı fixátory pro oˇsetˇren´ı zlomenin proximáln´ıho femuru, byl jedin´ ym zp˚ usobem léˇcby dlouhotrvaj´ıc´ı odpoˇcinek v nataˇzené poloze vleˇze na l˚ uˇzku, dokud se zlomenina nezhojila pˇrirozenou cestou (pˇribliˇznˇe 10 aˇz 12 t´ ydn˚ u). Po takto dlouhé neˇcinnosti pak následovala vleklá rehabilitace a trénink ch˚ uze. U starˇs´ıch pacient˚ u tento zp˚ usob léˇcby skr´ yval mnohá nebezpeˇc´ı v podobˇe proleˇzenin, zánˇet˚ u moˇcov´ ych cest, zápal˚ u plic, trombóz apod., coˇz zapˇr´ıˇciˇ novalo vysokou u ´mrtnost pacient˚ u. Nav´ıc ˇcasto docházelo ke zkrácen´ı konˇcetiny a jej´ı deformaci ve smyslu varozity pˇri ochabován´ı sval˚ u [75]. 23

´ ˇ SEN ˇ ´ SOUSTAVY 6. ANALYZA PRVK˚ U RE E Bezoperativn´ı léˇcba se uplatˇ novala dvˇema zp˚ usoby. V prvn´ım pˇr´ıpadˇe byl pacientovi jiˇz nˇekolik dn´ı po u ´razu povolen pˇresun z l˚ uˇzka na ˇzidli, umoˇzn ˇoval-li to jeho stav. To mˇelo sice negativn´ı vliv na pozici fragment˚ u ve zlomeninˇe a docházelo tak k nevyhnutelné deformaci kosti, nicménˇe se tak minimalizovaly problémy pramen´ıc´ı z dlouhého pobytu na l˚ uˇzku. Druh´ y pˇr´ıstup se naopak snaˇzil udrˇzet rozumnou m´ıru redukce zlomeniny pomoc´ı skeletáln´ı trakce, dokud nedoˇslo ke sr˚ ustu zlomeniny. Avˇsak udrˇzen´ı správné pozice konˇcetiny pomoc´ı trakce bylo velmi sloˇzité a ˇcasto ne´ uspˇeˇsné, v´ yˇse uvedená rizika proleˇzenin a dalˇs´ıch komplikac´ı nav´ıc nebyla nijak zmenˇsena [75]. Od ˇsedesát´ ych let dvacátého stolet´ı se dramaticky rozr˚ ustá poˇcet fixátor˚ u a operativn´ı zákrok spoˇc´ıvaj´ıc´ı v redukci a stabilizaci zlomeniny pomoc´ı fixátoru se tak stává bˇeˇzn´ ym zp˚ usobem léˇcby, která rizika dlouhého pobytu na l˚ uˇzku minimalizuje a pacientovi navrac´ı ˇcásteˇcnou mobilitu. Existuj´ı ovˇsem pˇr´ıpady, kdy je operativn´ı léˇcba znemoˇznˇena napˇr´ıklad vysok´ ym rizikem u ´mrt´ı v d˚ usledku p˚ usoben´ı anestezie nebo chirurgického zákroku samotného (napˇr. u pacient˚ u po prodˇelaném infarktu myokardu) [75]. 6.6.2. Osteosyntéza Vyhl´ıdky na rychlé uzdraven´ı a uspokojivé obnoven´ı funkce zlomené konˇcetiny lze rapidnˇe zlepˇsit pomoc´ı osteosyntézy. Jedná se o operaˇcn´ı metodu, kdy je i komplikovaná nestabiln´ı zlomenina reponována a fixována pomoc´ı speciáln´ıho implantátu. Pro u ´ˇcely operativn´ı léˇcby intertrochanterick´ ych zlomenin byla vyvinuta celá ˇrada implantát˚ u. Tyto je moˇzno rozdˇelit na extramedulárn´ı a intramedulárn´ı a o nˇekter´ ych z nich bude dále pojednáno v této kapitole. Z d˚ uvodu, ˇze se o mnoh´ ych implantátech ˇcesky psaná literatura nezmiˇ nuje, bude i v této práci ˇcasto uˇzito p˚ uvodn´ıch anglick´ ych názv˚ u, ˇc´ımˇz se chce autor vyhnout pˇr´ıpadn´ ym zavádˇej´ıc´ım pˇreklad˚ um. 6.6.3. Historick´ y v´ yvoj extramedulárn´ıch náhrad Prvn´ımi u ´spˇeˇsn´ ymi implantáty byly dlahy, k nimˇz byl pod fixn´ım u ´hlem 130◦ nebo ◦ 150 pˇripevnˇen hˇreb se tˇremi listy v anglické literatuˇre naz´ yvan´ y fixed-angle nail-plate“ ” (napˇr. Jewett˚ uv hˇreb, obr. 6.12). Dlahy se pomoc´ı vrut˚ u pˇriˇsroubovaly k lateráln´ı stranˇe tˇela femuru. Takové ˇreˇsen´ı sice poskytovalo stabilitu fragment˚ um femoráln´ı hlavice a krˇcku vzhledem k tˇelu femuru, ale neumoˇzn ˇovalo stlaˇcován´ı zlomeniny. Pokud pak doˇslo k náhlému, silnému stlaˇcen´ı, implantát bud’to pronikl do kyˇceln´ıho kloubu, nebo se proˇrezal skrze superiorn´ı ˇcást femoráln´ı hlavice. Kdyˇz ale k ˇzádnému stlaˇcován´ı nedocházelo v˚ ubec, nedostatek kontaktu s kost´ı mohl vy´ ustit ve zlomeninu samotné dlahy anebo jej´ı uvolnˇen´ı z tˇela femuru. Proto se vˇedci zamˇeˇrili na v´ yvoj implantátu, kter´ y by stlaˇcován´ı zlomeniny umoˇzn ˇoval. [75] Dalˇs´ım evoluˇcn´ım stupnˇem byl tzv. sliding nail-plate“, tedy implantát sestávaj´ıc´ı ” z hˇrebu, j´ımˇz byl zafixován proximáln´ı fragment, a z dlahy, která hˇrebu umoˇzn ˇovala v´ ysuvn´ y pohyb (Massieho hˇreb). T´ım bylo umoˇznˇeno stlaˇcován´ı fragment˚ u v m´ıstˇe zlomeniny, coˇz napomáhalo jej´ımu hojen´ı. [75] Srovnán´ı v´ ysledk˚ u dosaˇzen´ ych s Jewettov´ ym a Massieho hˇrebem se ve své práci vˇenuj´ı Kyle et al. [50]. 24


Obrázek 6.12: Jewett˚ uv hˇreb. [54]

Hˇreb s rovn´ ymi listy byl pozdˇeji nahrazen ˇsroubem se zaoblen´ ym koncem a ˇsirok´ ym závitem, coˇz mˇelo za c´ıl zlepˇsen´ı fixace fragmentu proximáln´ıho femuru a sn´ıˇzen´ı rizika proˇrezán´ı hˇrebu. Nov´ y implantát dostal název Dynamic Hip Screw“ (dále jen DHS) a stal ” se jedn´ım z nejpouˇz´ıvanˇejˇs´ıch implantát˚ u pro léˇcbu intertrochanterick´ ych zlomenin [13]. V souˇcasné dobˇe existuje celá ˇrada variac´ı DHS systému, z nichˇz pro u ´ˇcely této práce bude nejvˇetˇs´ı pozornost vˇenována tzv. Percutaneous Compression Plate“ (dále jen PCCP). ” 6.6.4. DHS systém DHS systém (nˇekdy téˇz naz´ yván CHS – Compression Hip Screw“, obr. 6.13) sestává ” z dlahy, skluzného hˇrebu, kompresn´ıho ˇsroubu a kostn´ıch vrut˚ u. Dlaha se pomoc´ı r˚ uznˇe velkého poˇctu vrut˚ u v závislosti na délce dlahy pˇripevn´ı k lateráln´ı stranˇe tˇela femuru. Souˇca´st´ı dlahy je téˇz válcovité veden´ı pro skluzn´ y hˇreb, kter´ ym je fixován proximáln´ı frag´ ment kosti. Uhel, kter´ y dlaha s osou hˇrebu sv´ırá, se pohybuje od 130◦ do 150◦ . Nejˇcastˇeji pouˇz´ıvan´ ym typem je dlaha s u ´hlem 135◦ , která je také pˇredmˇetem zkoumán´ı této práce. Na distáln´ı konec hˇrebu je pak moˇzné jeˇstˇe aplikovat kompresn´ı ˇsroub a vyvinout tak ve zlomeninˇe poˇcáteˇcn´ı tlakové pˇredpˇet´ı.

Obr´ azek 6.13: Systém DHS s dlahou, dvˇema skluzn´ ymi hˇreby, kompresn´ım ˇsroubem a ˇctyˇrmi kostn´ımi vruty. [4]

Hˇreby se vyrábˇej´ı v r˚ uzn´ ych délkách od 50 do 120 mm, závit má délku 20 nebo 33 mm a pr˚ umˇer 12,5 mm. Délka dlahy se odv´ıj´ı od poˇctu otvor˚ u, kter´ y se nejˇcastˇeji pohybuje v rozmez´ı od 2 do 6. Bliˇzˇs´ı informace o rozmˇerech jednotliv´ ych komponent jsou uvedeny v katalogu v´ yrobce [4]. 6.6.5. PCCP dlaha Systém PCCP (obr. 6.14) je variac´ı starˇs´ıho DHS systému. Oproti DHS je opatˇren dvˇema skluzn´ ymi hˇreby o menˇs´ım pr˚ umˇeru, coˇz má teoreticky poskytovat vˇetˇs´ı rotaˇcn´ı stabilitu. Volba menˇs´ıho pr˚ umˇeru je zároveˇ n v´ yhodná z hlediska menˇs´ıho poˇskozen´ı lateráln´ı strany 25

´ ˇ SEN ˇ ´ SOUSTAVY 6. ANALYZA PRVK˚ U RE E femuru, která má rozhoduj´ıc´ı vliv na stabilitu zlomeniny a jej´ı dalˇs´ı pˇr´ıpadn´ y kolaps [75]. Podle [29] zp˚ usob´ı implantace jednoho ˇsroubu s vˇetˇs´ım pr˚ umˇerem v´ yznamnˇejˇs´ı poruchu v kostn´ı tkáni a zvyˇsuje pravdˇepodobnost poruˇsen´ı lateráln´ı stˇeny.

Obr´ azek 6.14: Systém PCCP. [60]

PCCP systém byl vyvinut speciálnˇe pro minimálnˇe invazivn´ı techniku chirurgické implantace. Dlaha je dodávána pouze v jednom proveden´ı, kdy plocha doléhaj´ıc´ı na lateráln´ı ˇcást tˇela femuru sv´ırá s osami skluzn´ ych hˇreb˚ u u ´hel 135◦ , coˇz m˚ uˇze b´ yt pro pouˇzit´ı u nˇekter´ ych pacient˚ u limituj´ıc´ı. Proximáln´ı ˇcást je prodlouˇzena a slouˇz´ı jako ˇcásteˇcná opora velkého trochanteru, ˇc´ımˇz brán´ı dalˇs´ımu kolapsu zlomeniny. K lateráln´ı ploˇse stehenn´ı kosti se pˇripevˇ nuje tˇremi samoˇrezn´ ymi kostn´ımi vruty. Veden´ı pro skluzné hˇreby nejsou s dlahou spojena pevnˇe, ale jsou ve své distáln´ı ˇcásti opatˇrena závitem a k dlaze se pˇripevˇ nuj´ı pˇri implantaci hˇreb˚ u do proximáln´ıho fragmentu. Oba hˇreby jsou opatˇreny samoˇrezn´ ym závitem o pr˚ umˇeru 7,8 mm a délce 22 mm. Jsou dodávány v délkách 90-140 mm odstupˇ novan´ ych po 10 mm. Bliˇzˇs´ı informace lze z´ıskat v katalogu, viz [40]. 6.6.6. Dalˇs´ı typy extramedulárn´ıch náhrad Modifikac´ı p˚ uvodn´ıho DHS systému existuje celá ˇrada. S problematikou fixn´ıho u ´hlu mezi dlahou a skluzn´ ym hˇrebem se vypoˇrádali autoˇri tzv. Variable-angle Hip Screw“ (dále jen ” VHS) – obr. 6.15. Tento fixátor s promˇenn´ ym u ´hlem mezi dlahou a hˇrebem usnadˇ nuje implantaci a vycentrován´ı hˇrebu ve femoráln´ı hlavici, zmˇenou u ´hlu taktéˇz umoˇzn ˇuje redukci valgozity po zafixován´ı zlomeniny [75].

Obr´ azek 6.15: Systém VHS. [10]

26

´ ˇ SEN ˇ ´ SOUSTAVY 6. ANALYZA PRVK˚ U RE E Jin´ y implantát znám´ y pod názvem Talon Compression Hip Screw“ (obr. 6.16) je ” po obvodu závitu skluzného hˇrebu opatˇren ˇctyˇrmi hroty, které se pomoc´ı speciáln´ıho ˇsroubováku daj´ı od osy hˇrebu oddálit natolik, aˇz se zaˇr´ıznou do kortikáln´ı kosti na inferiorn´ı stranˇe femoráln´ıho krˇcku. T´ım je teoreticky moˇzné i v osteoporotické kosti vyvinout aˇz dvojnásobné tlakové pˇredpˇet´ı bez zv´ yˇsen´ı rizika strˇzen´ı závitu ve spongiosn´ı kosti femoráln´ı hlavice [12, 38]. Zároveˇ n poskytuje lepˇs´ı rotaˇcn´ı stabilitu proximáln´ıho fragmentu [75].

Obr´ azek 6.16: Talon Compression Hip Screw. [75]

Dalˇs´ım z rodiny skluzn´ ych hˇreb˚ u je tzv. Medoff plate“ (Obr. 6.17). U tohoto im” plantátu se dlaha skládá ze dvou ˇcást´ı, které jsou schopny se v˚ uˇci sobˇe pohybovat, ˇc´ımˇz je umoˇznˇena biaxiáln´ı komprese, tj. komprese ve smˇeru hlavn´ı osy skluzného hˇrebu a ve smˇeru hlavn´ı osy tˇela femuru. Implantát je nav´ıc opatˇren závˇern´ ym ˇsroubem, po jehoˇz aplikaci je zabránˇeno pohybu ˇsroubu v˚ uˇci dlaze a jedin´ y pohyb, kter´ y dlaha umoˇzn ˇuje, je ve smˇeru hlavn´ı osy tˇela femuru [75].

Obrázek 6.17: Medoff plate. [81]

Pro zv´ yˇsen´ı stability zlomeniny a sn´ıˇzen´ı rizika nadmˇerného posuvu proximáln´ıho fragmentu ve smyslu varozity je moˇzné DHS systém pouˇz´ıt spolu se systémem LCP ( Loc” king Compression Plate“, obr. 6.18) pro stabilizaci velkého trochanteru. LCP systém pˇredstavuje pˇr´ıdavnou dlahu, která se pˇripevn´ı k dlaze DHS systému a kostn´ımi vruty k velkému trochanteru a omezuje tak deformaˇcn´ı posuv fragmentu v pˇr´ıpadˇe nestabiln´ı zlomeniny, aniˇz by ovlivˇ novala relativn´ı pohyb skluzného hˇrebu a dlahy DHS systému [27]. 27


Obr´ azek 6.18: LCP systém pro stabilizaci velkého trochanteru. [27]

6.6.7. Intramedulárn´ı náhrady Pˇrestoˇze se extramedulárn´ı náhrady se skluzn´ ym hˇrebem doˇckaly znaˇcného rozˇs´ıˇren´ı a obliby, ˇcasto je provázej´ı problémy s medializac´ı distáln´ıho fragmentu a zkracován´ım konˇcetiny v d˚ usledku velkého relativn´ıho pohybu skluzného hˇrebu, coˇz zavdalo pˇr´ıˇcinu k v´ yvoji intramedulárn´ıch náhrad. Ty by d´ıky své konstrukci mˇely umoˇzn ˇovat lepˇs´ı pˇrenos zat´ıˇzen´ı, kdy se d´ıky kratˇs´ımu rameni skluzného hˇrebu teoreticky sniˇzuj´ı tahová napˇet´ı v implantátu a tedy i nebezpeˇc´ı vzniku mezn´ıho stavu poruˇsen´ı. Pozice, kterou implantát ve stehenn´ı kosti zauj´ımá, zachovává moˇznost relativn´ıho pohybu skluzného hˇrebu, ale omezuje jeho rozsah, ˇc´ımˇz limituje zkrácen´ı konˇcetiny. Také implantace fixátoru vyˇzaduje teoreticky kratˇs´ı operaˇcn´ı ˇcasy a menˇs´ı zásah do mˇekk´ ych tkán´ı, coˇz m˚ uˇze m´ıt vliv na morbiditu pacient˚ u [75]. Nejrozˇs´ıˇrenˇejˇs´ımi intramedulárn´ımi fixátory jsou tzv. Gama hˇreb“ ( Gamma nail“) ” ” a Intramedul´ arn´ı kyˇceln´ı hˇreb“ ( Intramedullary Hip Screw“, dále jen IMHS). ” ” Gama hˇreb (obr. 6.19) byl veˇrejnosti pˇredstaven v osmdesát´ ych letech minulého stolet´ı, ale od svého uveden´ı prodˇelal ˇradu zmˇen. Jedná se o sestavu nitrodˇreˇ nového hˇrebu a hˇrebu skluzného. U Gama hˇrebu tˇret´ı generace je pr˚ umˇer v proximáln´ı ˇcásti nitrodˇreˇ nového ◦ hˇrebu roven 15,5 mm, v distáln´ı pak 11 mm a odklon jejich os ˇcin´ı 4 . Ve své distáln´ı ˇcásti je fixován k tˇelu femuru pojistn´ ym ˇsroubem o pr˚ umˇeru 5 mm. Skluzn´ y hˇreb procház´ı ◦ ◦ ◦ proximáln´ı ˇcást´ı hˇrebu nitrodˇreˇ nového pod u ´hlem 120 , 125 nebo 130 a jeho pr˚ umˇer je 11 mm. V˚ uˇci nitrodˇreˇ novému hˇrebu se m˚ uˇze volnˇe pohybovat, pouze jeho protáˇcen´ı je znemoˇznˇeno podéln´ ymi dráˇzkami [75]. Nitrodˇreˇ nov´ y hˇreb (obr. 6.20) byl pˇredstaven v roce 1995. S Gama hˇrebem má mnoho spoleˇcného, liˇs´ı se hlavnˇe ve zp˚ usobu uchycen´ı skluzného hˇrebu. Ten neprocház´ı pˇr´ımo tˇelem hˇrebu nitrodˇreˇ nového, ale je k nˇemu pˇrichycen pomoc´ı válcovitého veden´ı podobnˇe jako v pˇr´ıpadˇe DHS systému, ˇc´ımˇz je umoˇznˇen posuvn´ y pohyb, ale je zamezeno pohybu otáˇcivému. Podobnˇe jako extramedulárn´ı náhrady, i náhrady intramedulárn´ı se doˇckaly celé ˇrady modifikac´ı. Nejˇcastˇeji se mˇen´ı tvar a poˇcet proximáln´ıch hˇreb˚ u z jednoho na dva pro zajiˇstˇen´ı lepˇs´ı rotaˇcn´ı stability, pˇriˇcemˇz je ˇcasto modifikován jejich pr˚ umˇer. Pˇr´ıkladem takového fixátoru m˚ uˇze b´ yt tzv. Proximal Femoral Nail“ firmy Synthes na obr. 6.21. U im” plantátu Trochanteric Fixation Nail“ téˇze firmy (obr. 6.21) je zase p˚ uvodn´ı ˇsroubovit´ y ” závit nahrazen helikáln´ım závitem, kter´ y redukuje mnoˇzstv´ı naruˇsené spongiosn´ı kostn´ı ’ tkánˇe v hlavici a zajiˇst uje vyˇsˇs´ı rotaˇcn´ı stabilitu. 28


Obr´ azek 6.19: Gama hˇreb (vlevo) a rtg sn´ımek aplikovaného Gama hˇrebu. [85]

Obr´ azek 6.20: Intramedulárn´ı femoráln´ı hˇreb TARGON PF. [25]

6.6.8. Aloplastika Aloplastika má své nezastupitelné m´ısto pˇri frakturách femoráln´ıho krˇcku, v pˇr´ıpadˇe intertrochanterick´ ych zlomenin je pouˇzitelnost cervikokapitáln´ıch náhrad kyˇceln´ıho kloubu omezená. D˚ uvodem je fakt, ˇze u zlomenin femoráln´ıho krˇcku b´ yvá zachován trochanterick´ y masiv, kter´ y tˇemto náhradám poskytuje stabiln´ı oporu, nezasaˇzen z˚ ustává i systém u ´pon˚ u sval˚ u na velkém trochanteru. Tato situace u nestabiln´ıch intertrochanterick´ ych zlomenin neplat´ı. Chirurgick´ y zákrok spojen´ y se zaveden´ım náhrady kyˇceln´ıho kloubu tedy 29


Obrázek 6.21: Proximal Femoral Nail (vlevo) a Trochanteric Fixation Nail. [82]

vyˇzaduje i stabilizaci velkého trochanteru, coˇz má za následek delˇs´ı operaˇcn´ı ˇcasy, vˇetˇs´ı ztrátu krve a obecnˇe vyˇsˇs´ı riziko pozdˇejˇs´ıch komplikac´ı. U nˇekter´ ych pacient˚ u, kdy je indikována nestabiln´ı zlomenina s velk´ ym poˇctem u ´lomk˚ u a pokroˇcil´ ym stádiem osteoporózy, vˇsak toto ˇreˇsen´ı m˚ uˇze pˇredstavovat rychlejˇs´ı rekonvalescenci a návrat do bˇeˇzného ˇzivota. [75]

30

Kapitola 7

V´ ybˇ er metody ˇ reˇ sen´ı V´ ybˇer vhodné metody ˇreˇsen´ı je závisl´ y na typu problému a moˇznostech ˇreˇsen´ı. Problém vymezen´ y v kapitole 3 spadá do kategorie statick´ ych problém˚ u obecné pevnosti a pruˇznosti. Vzhledem ke komplikované geometrii je vylouˇceno analytické ˇreˇsen´ı, jedin´ ym vhodn´ ym a efektivn´ım ˇreˇsen´ım tak z˚ ustává pouˇzit´ı metod numerick´ ych, konkrétnˇe metody koneˇcn´ ych ´ prvk˚ u. Na UMTMB Fakulty strojn´ıho inˇzen´ yrstv´ı VUT je hojnˇe uˇz´ıván software Ansys, kter´ y bude pouˇzit i v pˇr´ıpadˇe ˇreˇsen´ı problému této diplomové práce. Software umoˇzn ˇuje práci v grafickém prostˇred´ı Workbench, které je uˇzivatelsky pˇr´ıjemnˇejˇs´ı neˇz prostˇred´ı klasické a zároveˇ n poskytuje ˇsirˇs´ı moˇznosti importu geometrie v celé ˇradˇe datov´ ych formát˚ u z r˚ uzn´ ych CAD/CAM software. Ansys Workbench nav´ıc obsahuje modul Design Modeler, kter´ y do jisté m´ıry CAD/CAM software zastupuje a disponuje pˇr´ıkazy pro dalˇs´ı editaci geometrick´ ych dat. Tyto v´ yhody, aˇc vykoupeny omezenou moˇznost´ı nastaven´ı parametr˚ u v´ ypoˇctu, byly d˚ uvodem pro volbu tohoto prostˇred´ı coby hlavn´ıho v´ ypoˇctového software.

31

32

Kapitola 8

Pouˇ zit´ y software Bˇehem procesu vytváˇren´ı v´ ypoˇctového modelu bylo pouˇzito celé ˇrady software. Jejich struˇcn´ y pˇrehled je uveden dále v této kapitole, podrobnˇejˇs´ı popis práce s nimi pak v kapitole 9. K segmentaci DICOM sn´ımk˚ u a tvorbˇe prostorov´ ych model˚ u ve formátu STL byl ´ pouˇzit software STLModelCreator, kter´ y byl vyvinut na UMTMB a pouˇzit s laskav´ ym svolen´ım autor˚ u. Dalˇs´ım software pro zobrazován´ı DICOM sn´ımk˚ u je program SPIN (Signal Processing In NMR), kter´ y umoˇzn ˇuje zobrazován´ı sn´ımk˚ u v r˚ uzn´ ych pohledech a disponuje celou ˇradou editaˇcn´ıch pˇr´ıkaz˚ u. Z rodiny CAD/CAM software byl pouˇzit Inventor 2009 firmy Autodesk a programy SolidWorks 2009 a Catia V5R19 spoleˇcnosti Dassault Systemes. Vˇsechny uvedené programy slouˇz´ı k tvorbˇe model˚ u geometrie, disponuj´ı nepˇrebern´ ym mnoˇzstv´ım pˇr´ıkaz˚ u a podporuj´ı export dat do velkého mnoˇzstv´ı formát˚ u. Vlastn´ı v´ ypoˇcet metodou koneˇcn´ ych prvk˚ u prob´ıhal v prostˇred´ı Workbench programu Ansys v13.

33

34

Kapitola 9

Tvorba v´ ypoˇ ctov´ eho modelu Objektem, na kterém je ˇreˇsen problém, je proximáln´ı ˇcást femuru s aplikovan´ ym skluzn´ ym hˇrebem. Pro u ´ˇcely v´ ypoˇctového modelován´ı je potˇreba vytvoˇrit kompletn´ı v´ ypoˇctov´ y model. V souladu s [43] bude v této kapitole popsána tvorba d´ılˇc´ıch model˚ u v´ ypoˇctového modelu. Prvnˇe je v kapitole 9.1 provedena dekompozice objektu na jednotlivé podobjekty. Následnˇe je v kapitole 9.2 vytvoˇren model geometrie jednotliv´ ych podobjekt˚ u. Kapitola 9.3 popisuje topologii objektu, tj. podle jak´ ych zákonitost´ı a pravidel byly jednotlivé podobjekty rozm´ıstˇeny v prostoru. Kapitola 9.4 je vˇenována vytvoˇren´ı modelu okol´ı objektu, vazeb a interakc´ı na tˇechto vazbách prob´ıhaj´ıc´ıch. V následuj´ıc´ı kapitole 9.5 je vytvoˇren model aktivace objektu, tj. model zat´ıˇzen´ı a okrajov´ ych podm´ınek. Kapitola 9.6 je vˇenována modelu vlastnost´ı struktury objektu, tedy modelu materiálu jednotliv´ ych podobjekt˚ u. V posledn´ı kapitole 9.7 je vytvoˇren model mezn´ıch stav˚ u objektu. 9.1. Model dekompozice objektu Soustavu, na n´ıˇz je ˇreˇsen dan´ y problém, je moˇzno rozdˇelit na nˇekolik d´ılˇc´ıch prvk˚ u. Jiˇz z podstaty osteosyntézy, která u ´zce souvis´ı s ˇreˇsen´ ym problémem, se nab´ız´ı rozdˇelen´ı na proximáln´ı femur a implantát. Implantát, jak jiˇz bylo detailnˇeji popsáno v kapitole 6, se skládá z dlahy, jednoho nebo dvou skluzn´ ych hˇreb˚ u a z kostn´ıch vrut˚ u. Proximáln´ı femur je moˇzné dále rozdˇelit na oblast, kterou zauj´ımá spongiosn´ı kostn´ı tkán ˇ, oblast, jiˇz zauj´ımá kortikáln´ı kostn´ı tkán ˇ, a na intramedulárn´ı dutinu, j´ıˇz bude také pˇriˇrazen objemov´ y model geometrie. Model geometrie proximáln´ıho femuru bude následnˇe rozdˇelen nˇekolika rovinami, které budou simulovat intertrochanterickou zlomeninu, ˇc´ımˇz poˇcet prvk˚ u dále vzroste. 9.2. Model geometrie V pˇredchoz´ım textu byla soustava dekomponována na jednotlivé prvky. Pro kaˇzd´ y z nich je nyn´ı potˇreba vytvoˇrit model geometrie, kter´ y vymez´ı jeho tvar a rozmˇery a poslouˇz´ı jako základ pro pozdˇejˇs´ı tvorbu dalˇs´ıch model˚ u. Vytváˇren´ı model˚ u geometrie u kaˇzdého prvku vyˇzaduje odliˇsn´ y pˇr´ıstup a vyuˇzit´ı celé ˇrady software, jednotlivé postupy budou popsány dále v této kapitole. V pˇr´ıpadˇe DHS i PCCP systému nebyly uvaˇzovány nˇekteré detaily, které by se v pozdˇejˇs´ıch stádi´ıch tvorby koneˇcnoprvkové s´ıtˇe mohly stát d˚ uvodem pro v´ yznamn´ y nár˚ ust prvk˚ u 35

´ ˇ ´ 9. TVORBA VYPO CTOV EHO MODELU a zdrojem problém˚ u s konvergenc´ı v´ ypoˇctu. Typicky se jednalo o nˇekterá zaoblen´ı nebo tvarové d´ıry pro utahovac´ı nástroje, téˇz sloˇzité pˇrechody mezi tvarov´ ymi plochami bylo nutné zjednoduˇsit z toho d˚ uvodu, ˇze nebylo dostupn´ ymi mˇeˇric´ımi metodami moˇzné z´ıskat data pro jejich pˇresné modelován´ı. Modely geometrie byly taktéˇz zjednoduˇseny, coˇz vypl´ yvá z metody, která byla k tvorbˇe tˇechto model˚ u pouˇzita. Limituj´ıc´ım faktorem byla zejména kvalita dostupn´ ych CT sn´ımk˚ u. Ovˇsem uváˇz´ıme-li fakt, ˇze tato práce nen´ı zamˇeˇrena na studii jednoho konkrétn´ıho pacienta a ˇze neexistuj´ı dvˇe stejné stehenn´ı kosti, je u ´roveˇ n modelu dostateˇcná. 9.2.1. Model geometrie fixátor˚ u Oba fixátory (DHS i PCCP) byly dodány jako fyzické exempláˇre se vˇsemi komponentami, jako nejvhodnˇejˇs´ı zp˚ usob jejich pˇreveden´ı do digitáln´ıho formátu se tak jevilo vyuˇzit´ı optick´ ych metod, konkrétnˇe 3D skeneru ATOS Standard, kter´ y je na FSI VUT k dispozici. Bohuˇzel tento systém dosahuje rozliˇsen´ı pouh´ ych 4 bod˚ u na 1 mm délky, coˇz je vzhledem k relativnˇe mal´ ym rozmˇer˚ um dlahy a sloˇzitému tvaru závit˚ u na skluzn´ ych hˇrebech pˇresnost nedostateˇcná. Od tohoto zámˇeru tedy bylo upuˇstˇeno.

Obr´ azek 9.1: Skenov´ an´ı PCCP dlahy skenerem ATOS Standard.

9.2.2. Model geometrie dlahy Model geometrie dlahy byl tedy z´ıskán odmˇeˇren´ım rozmˇer˚ u z reálné dlahy pomoc´ı posuvného mˇeˇr´ıtka a vytvoˇren´ y bˇeˇzn´ ym postupem v prostˇred´ı programu Autodesk Inventor 2009.

36

´ ˇ ´ 9. TVORBA VYPO CTOV EHO MODELU U PCCP systému byla válcovitá veden´ı skluzn´ ych hˇreb˚ u modelována spolu s dlahou jako jeden objemov´ y model, aˇckoli ve skuteˇcnosti jsou tato veden´ı k dlaze pˇripojena metrick´ ym závitem, kter´ y vˇsak z hlediska ˇreˇseného problému nemá na v´ ysledky vliv.

Obr´ azek 9.2: Model geometrie dlahy DHS systému (vlevo) a systému PCCP.

9.2.3. Model geometrie skluzn´ ych hˇreb˚ u Model geometrie skluzn´ ych hˇreb˚ u vznikl za pouˇzit´ı standardn´ıch pˇr´ıkaz˚ u obsaˇzen´ ych v modeláˇrském software Autodesk Inventor 2009 na základˇe rozmˇer˚ u odmˇeˇren´ ych posuvn´ ym mˇeˇr´ıtkem. Odmˇeˇrit tvar závitu bˇeˇzn´ ymi mˇeˇric´ımi metodami vˇsak nen´ı moˇzné, proto byla poˇr´ızena jeho detailn´ı fotografie a profil závitu byl z této fotografie následnˇe obkreslen. Model závitové ˇcásti pak následnˇe vznikl vytaˇzen´ım profilu po ˇsroubovici s patˇriˇcn´ ym stoupán´ım (obr. 9.3).

Obr´ azek 9.3: Modelován´ı profilu závitu skluzného hˇrebu DHS systému.

37

´ ˇ ´ 9. TVORBA VYPO CTOV EHO MODELU

Obrázek 9.4: V´ ysledné modely geometrie skluzného hˇrebu DHS systému (zcela vlevo) a obou skluzn´ ych hˇreb˚ u systému PCCP.

9.2.4. Model geometrie samoˇrezn´ ych vrut˚ u Vzhledem k charakteru ˇreˇseného problému, kdy je hlavn´ı d˚ uraz kladen na zjiˇstˇen´ı rozloˇzen´ı napˇet´ı a pˇretvoˇren´ı v proximáln´ı ˇcásti femuru, nen´ı zachycen´ı pˇresné geometrie závit˚ u na samoˇrezn´ ych vrutech podstatné. Snaha o pˇresn´ y popis tvaru závitu by pˇri vytváˇren´ı koneˇcnoprvkové s´ıtˇe vedla k dalˇs´ımu nav´ yˇsen´ı poˇctu prvk˚ u, a tedy stupˇ n˚ u volnosti, a k neˇzádouc´ımu zvyˇsován´ı nárok˚ u na v´ ypoˇcetn´ı hardware. Proto bylo rozhodnuto jejich model geometrie zjednoduˇsit a závitovou ˇcást modelovat pouze jako válcovou. Vlastn´ı modelován´ı bylo opˇet provedeno v prostˇred´ı programu Autodesk Inventor 2009.

Obrázek 9.5: V´ ysledné modely geometrie kostn´ıch vrut˚ u pro DHS (vlevo) a PCCP systém.

9.2.5. V´ ysledn´ y model geometrie celé sestavy V´ ysledné modely geometrie celé sestavy systému DHS a PCCP jsou zobrazeny v obr. 9.6. 9.2.6. Model geometrie proximáln´ıho femuru K pˇreveden´ı geometrie kosti do digitáln´ı podoby je moˇzno vyuˇz´ıt mnoha zp˚ usob˚ u, pˇrimˇeˇrená nároˇcnost s uspokojivou pˇresnost´ı se vˇsak nejv´ıce snoub´ı ve zpracován´ı obraz˚ u poˇr´ızen´ ych pomoc´ı poˇc´ıtaˇcové tomografie (Computer Tomography – CT).

38


Obr´ azek 9.6: V´ ysledné modely geometrie sestavy DHS (vlevo) a PCCP systému.

Poˇc´ıtaˇcová tomografie je zaloˇzena na mˇeˇren´ı u ´tlumu intenzity rentgenov´ ych paprsk˚ u procházej´ıc´ıch skrz ˇzivou tkán ˇ. M´ıra u ´tlumu závis´ı na hustotˇe a celkovém mineráln´ım sloˇzen´ı tkánˇe, nejvˇetˇs´ıho u ´tlumu dosahuj´ı zuby a kosti, ménˇe pak svalovina a nejménˇe jsou paprsky tlumeny v tukov´ ych vrstvách. Pˇri prozaˇrován´ı objektu a detekci paprsk˚ u v r˚ uzn´ ych u ´hlech je pak moˇzné z´ıskaná data rekonstruovat do dvojrozmˇerného obrazu, v nˇemˇz jednotlivé pixely pˇredstavuj´ı m´ıru u ´tlumu paprsku v daném bodˇe. Pˇri skenován´ı objektu pomoc´ı poˇc´ıtaˇcové tomografie se poˇrizuje série sn´ımk˚ u v diskrétn´ıch rovinách vzdálen´ ych o konstantn´ı délku kroku. Ze znalosti délky kroku je pak moˇzné rekonstruovat trojrozmˇern´ y obraz skenovaného objektu. CT sn´ımky se ukládaj´ı ve formátu DICOM (Digital Imaging and Communications in Medicine), kter´ y obsahuje téˇz metadata, v nichˇz jsou zahrnuty d˚ uleˇzité informace o pacientovi (rodné ˇc´ıslo, jméno, vˇek, pohlav´ı, ˇcas aj.) a o sn´ımku samotném (rozmˇery, délka kroku, velikost a intenzita jednotliv´ ych voxel˚ u– trojrozmˇerná forma pixel˚ u) [59]. CT sn´ımky byly z´ıskány z internetov´ ych stránek University of Iowa [41], kde je k dispozici kompletn´ı soubor sn´ımk˚ u jak pro muˇzskou, tak i ˇzenskou postavu ve formátu DIˇ ast souboru obsahuj´ıc´ı sn´ımky COM. Pro dalˇs´ı zpracován´ı byla zvolena ˇzenská kostra. C´ proximáln´ı stehenn´ı kosti a ˇcásti kosti pánevn´ı byla naˇctena do programu STLModelCreator, ve kterém byla provedena následná segmentace. Proces segmentace spoˇc´ıvá v selekci pouze té ˇcásti CT sn´ımku, jej´ıˇz pixely intenzitou odpov´ıdaj´ı kostn´ı tkáni. STLModelCreator pro tyto u ´ˇcely disponuje funkc´ı automatické a manuáln´ı segmentace. Automatická segmentace je velmi uˇziteˇcn´ y nástroj v pˇr´ıpadˇe, ˇze je objekt zájmu od okol´ı jasnˇe ohraniˇcen souvislou vrstvou tkánˇe o dostateˇcnˇe odliˇsné hustotˇe, jak je tomu napˇr´ıklad u diaf´ yzy femuru. Potom staˇc´ı pouze zvolit interval CT ˇc´ısel a pixely s odpov´ıdaj´ıc´ı hodnotou jsou automaticky vybrány. V oblasti proximáln´ıho femuru, kdy tlouˇst’ka kortikáln´ı kosti slábne a stehenn´ı kost se dostává do bl´ızkosti kosti pánevn´ı, nen´ı moˇzné pouh´ ym omezen´ım roz39


Obrázek 9.7: CT sn´ımek transvers´ aln´ıho ˇrezu v oblasti proximáln´ıho femuru. B´ılá barva znázorˇ nuje kostn´ı tk´ an ˇ (na povrchu kost´ı je patrná vrstva kortikály), tmavˇs´ı barva pˇredstavuje obklopuj´ıc´ı svalovinu, nejtmavˇs´ı jsou tukové vrstvy a vzduch.

sahu CT ˇc´ısel segmentaci provést a je potˇreba oblast pˇripadaj´ıc´ı proximáln´ı ˇcásti femuru ohraniˇcit manuálnˇe.

Obrázek 9.8: Proces segmentace kostn´ı tkánˇe diaf´ yzy femuru. Nahoˇre p˚ uvodn´ı CT sn´ımek, vlevo segmentace kostn´ı tk´ anˇe, vpravo binarizovan´ y segment pro následnou tvorbu STL souboru.

Po ukonˇcen´ı segmentace vˇsech sn´ımk˚ u je moˇzné pomoc´ı téhoˇz programu STLModelCreator vygenerovat STL soubor, v nˇemˇz jsou hranice vybran´ ych oblast´ı spojeny do trojrozmˇerného ploˇsného tˇelesa. Pro vytvoˇren´ı modelu geometrie proximáln´ıho femuru na dané u ´rovni bylo zapotˇreb´ı vygenerovat nˇekolik STL soubor˚ u. Nejprve byl vytvoˇren model vnˇejˇs´ı geometrie kosti. Poté byla vysegmentována pouze oblast, kterou zauj´ımá spongiosn´ı kostn´ı tkán ˇ. Posledn´ım

40

´ ˇ ´ 9. TVORBA VYPO CTOV EHO MODELU vytvoˇren´ ym souborem byl model intramedulárn´ı dutiny, jeˇz se nacház´ı v diaf´ yze femuru (obr. 9.9).

Obr´ azek 9.9: STL model v programu Catia V5. Po ˇradˇe zleva: model kompletn´ı stehenn´ı kosti, spongiosn´ı kosti v proxim´ aln´ı a distáln´ı ˇcásti femuru, intramedulárn´ı dutiny. U modelu stehenn´ı kosti a intramedul´ arn´ı dutiny jsou patrné dva ˇrezy, v nichˇz byly CT sn´ımky poˇskozeny.

Jednotlivé STL soubory byly naˇcteny do programu Catia, v nˇemˇz byla STL s´ıt’ vyˇciˇstˇena a ˇcásteˇcnˇe vyhlazena. V modulu Quick Shape Reconstruction byly pomoc´ı pˇr´ıkazu Automatic Surface povrchy modelu pˇremapovány ˇridˇs´ı s´ıt´ı ploch a t´ım byla editace model˚ u spongiosy v programu Catia ukonˇcena. Modely celkové stehenn´ı kosti a intramedulárn´ı dutiny byly zpracovány odliˇsnˇe. Pro u ´ˇcely z´ıskán´ı vˇetˇs´ı kontroly nad tvarem a velikost´ı povrchov´ ych ploch byly nejprve na modelech vytvoˇreny prostorové kˇrivky a následnˇe byly modely rozˇrezány séri´ı rovin na tyto kˇrivky kolm´ ych (obr. 9.10). Takto vzniklé pr˚ useˇcnice povrchového tˇelesa a rovin ˇrez˚ u byly pak exportovány do formátu IGES. Dalˇs´ı editace prob´ıhala v programu SolidWorks, do nˇehoˇz byly nejprve kˇrivky importovány. Protoˇze naˇctené kˇrivky nebyly hladké, bylo je nejprve nutné pˇrevést na splajny, z nichˇz bylo posléze moˇzno vytáhnout plochy a ty nakonec seˇsit´ım pˇrevést na objemová tˇela. V´ ysledné modely geometrie stehenn´ı kosti a intramedulárn´ı dutiny jsou na obr. 9.11. Modely spongiosn´ı kosti byly ve formátu STL naˇcteny do modulu Scan To 3D programového prostˇred´ı SolidWorks 2009, kde byla provedena u ´prava polygonáln´ı s´ıtˇe STL souboru. Pomoc´ı Pr˚ uvodce u ´pravou s´ıtˇe“ a Pr˚ uvodce ploˇsn´ ym modelován´ım“ bylo pro” ” vedeno zjednoduˇsen´ı s´ıtˇe a posléze jej´ı pˇreveden´ı na objemov´ y model (obr. 9.12). Koneˇcné modely jednotliv´ ych kostn´ıch tkán´ı byly vytvoˇreny pomoc´ı booleovsk´ ych operac´ı v programu SolidWorks 2009 (obr. 9.13). V´ ysledné modely pak byly uloˇzeny ve formátu Parasolid.

41


Obrázek 9.10: STL model femuru s vyznaˇcen´ ymi prostorov´ ymi kˇrivkami (vlevo), proximáln´ı ˇcást femuru s vyznaˇcen´ ymi pr˚ useˇcnicemi rovin ˇrez˚ u.

Obrázek 9.11: Modely geometrie stehenn´ı kosti (vlevo) a intramedulárn´ı dutiny v programu SolidWorks 2009.

9.2.7. Model geometrie intertrochanterické zlomeniny Jak jiˇz bylo v kapitole 6.6 pojednáno, obˇe dlahy, které jsou pˇredmˇetem zájmu této práce, se pouˇz´ıvaj´ı k léˇcbˇe intertrochanterick´ ych zlomenin, a to stabiln´ıch i nestabiln´ıch. Je tedy potˇreba tyto zlomeniny zahrnout do v´ ypoˇctového modelu. Vzhledem k tomu, ˇze správnˇe namodelovat zlomeninu v celé jej´ı komplexitˇe je u ´kol velmi nesnadn´ y a o jej´ı trojrozmˇerné 42


Obr´ azek 9.12: Objemov´ y model spongiosn´ı kosti v distáln´ı (vlevo) a proximáln´ı ˇcásti femuru po u ´pravˇe v programu SolidWorks 2009.

Obr´ azek 9.13: V´ ysledné objemové modely kostn´ıch tkán´ı. Zleva: Kortikáln´ı kostn´ı tkán ˇ, spongiosn´ı kostn´ı tkán ˇ, kompletn´ı femur.

geometrii je k dispozici velmi málo podklad˚ u, bylo uˇcinˇeno rozhodnut´ı vytvoˇrit zlomeniny jako rovinné nespojitosti v geometrii kosti s pˇrihlédnut´ım k AO klasifikaci podle M¨ ullera [63]. Zlomeniny byly vytvoˇreny dvoj´ıho typu, jedna stabiln´ı odpov´ıdaj´ıc´ı klasifikaci A 1.1 a jedna nestabiln´ı A 2.1. Stabiln´ı zlomenina A1.1 Stabiln´ı zlomenina byla do modelu geometrie kosti zahrnuta jako rovinná plocha, která ´ tento model rozdˇeluje na dvˇe oddˇelené komponenty. Uhly, které rovina sv´ırá se základn´ımi 43

´ ˇ ´ 9. TVORBA VYPO CTOV EHO MODELU anatomick´ ymi rovinami, jsou po ˇradˇe: s frontáln´ı rovinou 90◦ , s mediáln´ı 40◦ a s transversál◦ n´ı 50 .

Obr´ azek 9.14: Model proxim´ aln´ı ˇcásti femuru se stabiln´ı zlomeninou A1.1.

Nestabiln´ı zlomenina A2.1 V pˇr´ıpadˇe nestabiln´ı zlomeniny byl objemov´ y model kosti rozdˇelen dvˇema rovinami. Rovina hlavn´ıho ˇrezu sv´ırá s frontáln´ı rovinou u ´hel 81,1◦ , s mediáln´ı 28,66◦ a s transversáln´ı rovinou 63◦ . Rovina vedlejˇs´ıho ˇrezu pak sv´ırá s frontáln´ı rovinou 77,57◦ , s mediáln´ı 53,75◦ a s transversáln´ı 39◦ . 9.3. Model topologie objektu Následuj´ıc´ı kapitola pojednává o vytvoˇren´ı modelu topologie vˇsech prvk˚ u zkoumané soustavy. Nejvˇetˇs´ı u ´skal´ı tkv´ı v tom, jak správnˇe vloˇzit oba implantáty do kosti. Je na m´ıstˇe podotknout, ˇze ani odborná literatura v této problematice nen´ı jednotná. Vˇetˇsina autor˚ u se ale v novˇejˇs´ıch studi´ıch shoduje na tom, ˇze v zájmu sn´ıˇzen´ı rizika proˇrezán´ı závitu by skluzn´ y hˇreb DHS systému mˇel vést centráln´ı oblast´ı femoráln´ıho krˇcku i hlavice a ˇcelo závitu by mˇelo b´ yt od povrchu kosti v oblasti fovea capitis femoris vzdáleno o ménˇe neˇz 20 mm [73, 70, 7]. V pˇr´ıpadˇe systému PCCP je za optimáln´ı povaˇzována taková pozice hˇreb˚ u, kdy vzdálenost distáln´ıho hˇrebu od povrchu kosti v oblasti Adamsova oblouku je pˇribliˇznˇe 2-3 mm a vzdálenost hrotu proximáln´ıho hˇrebu od povrchu kosti je 3-5 mm [39]. Takového ustaven´ı se dosahuje peroperaˇcn´ı repozic´ı fragment˚ u zlomeniny. Na základˇe reˇserˇsn´ı studie a konzultace s odborn´ıkem bylo rozhodnuto o následuj´ıc´ım uloˇzen´ı implantát˚ u.

44


Obr´ azek 9.15: Model proximáln´ı ˇcásti femuru se nestabiln´ı zlomeninou A2.1.

Pozice hˇrebu DHS systému byla volena tak, aby jeho osa leˇzela v rovinˇe vymezené osami diaf´ yzy femuru a femoráln´ıho krˇcku. Poloha hˇrebu byla kontrolována ve dvou zvolen´ ych rovinách. Mediáln´ı rovina vedla v m´ıstˇe kostn´ı vyv´ yˇseniny oddˇeluj´ıc´ı femoráln´ı krˇcek a hlavici (eminentia articularis colli femoris), lateráln´ı rovina prob´ıhala Adamsov´ ym obloukem (obr. 9.16).

Obr´ azek 9.16: Zvolené roviny, v nichˇz byla kontrolována pozice hˇrebu DHS systému.

Hˇreb byl um´ıstˇen tak, aby v ˇrezu vedeném mediáln´ı rovinou leˇzel v superiorn´ı tˇretinˇe pˇr´ıˇcného pr˚ uˇrezu a v ˇrezu lateráln´ı rovinou procházel inferiorn´ı tˇretinou (obr. 9.17). Zároveˇ n bylo dbáno na to, aby mediáln´ı plocha dlahy co nejlépe dolehla na diaf´ yzu femuru. Nejmenˇs´ı vzdálenost ˇcela hˇrebu od povrchu femoráln´ı hlavice je 7,52 mm (obr. 9.18). 45


Obrázek 9.17: Vzd´ alenost osy hˇrebu od povrchu kosti v mediáln´ım (vlevo) a lateráln´ım ˇrezu.

Obr´ azek 9.18: Nejmenˇs´ı vzd´ alenost ˇcela hˇrebu od femoráln´ı hlavice je 7,52 mm.

U PCCP systému byly taktéˇz hˇreby ustaveny tak, aby jejich osy leˇzely v rovinˇe urˇcené osami diaf´ yzy femuru a femoráln´ıho krˇcku. Zároveˇ n byla urˇcena rovina, v n´ıˇz je vzdálenost mediáln´ıho skluzného hˇrebu a mediáln´ıho povrchu femoráln´ıho krˇcku minimáln´ı (obr. 9.19), a tato vzdálenost byla stanovena na 4 mm (obr. 9.20). Nejmenˇs´ı vzdálenosti hrot˚ u skluzn´ ych hˇreb˚ u od povrchu femoráln´ı hlavice jsou 8,59 mm u mediáln´ıho, resp. 6,56 mm u lateráln´ıho hˇrebu (obr. 9.21). 9.4. Model okol´ı a model vazeb objektu a okol´ı Okol´ım zkoumaného objektu, tj. proximáln´ıho femuru se skluzn´ ym hˇrebem, je obklopuj´ıc´ı jej tkán ˇ, tedy svaly, svalové u ´pony, tukové vrstvy, kloubn´ı chrupavky aj. Z hlediska ˇreˇseného problému jsou podstatné svaly, které pˇrenáˇsej´ı zat´ıˇzen´ı pˇri stoji na jedné doln´ı 46


Obr´ azek 9.19: Rovina, v n´ıˇz je vzdálenost mediáln´ıho skluzného hˇrebu a mediáln´ıho povrchu femoráln´ıho krˇcku minimáln´ı.

Obr´ azek 9.20: Vzdálenosti skluzn´ ych hˇreb˚ u od povrchu kosti.

konˇcetinˇe, a kontakt s pánevn´ı kost´ı v oblasti femoráln´ı hlavice. Hodnoty kontaktn´ıho tlaku v m´ıstˇe kloubn´ıho spojen´ı závisej´ı na zp˚ usobech zatˇeˇzován´ı, a taktéˇz budou bl´ıˇze popsány v následuj´ıc´ı kapitole. Obˇe vazby budou modelovány jako silová p˚ usoben´ı na ˇcásti ploch velkého trochanteru, resp. femoráln´ı hlavice. Aby byla soustava jednoznaˇcnˇe urˇcena v prostoru, jsou v distáln´ı ˇcásti femuru zamezeny posuvy, ˇc´ımˇz je téˇz zamezeno pohybu soustavy jako tuhého tˇelesa. 9.5. Model aktivace objektu Proveden´ı rozboru zatˇeˇzovac´ıch stav˚ u je v pˇr´ıpadˇe doln´ı konˇcetiny pomˇernˇe nesnadn´ y u ´kol zejména z toho d˚ uvodu, ˇze pˇrenos sil v kyˇceln´ım kloubu je uskuteˇcn ˇován celou ˇradou 47


Obrázek 9.21: Nejmenˇs´ı vzd´ alenosti hrot˚ u skluzn´ ych hˇreb˚ u od povrchu femoráln´ı hlavice jsou 8,59 mm u medi´ aln´ıho (vlevo), resp. 6,56 mm u lateráln´ıho hˇrebu.

sval˚ u. Pro tvorbu v´ ypoˇctového modelu je proto tˇreba pˇrijmout nˇekolik zjednoduˇsuj´ıc´ıch pˇredpoklad˚ u a do ˇreˇsen´ı zahrnout pouze nˇekteré svaly. Pˇrednˇe je tedy uvaˇzován stoj na jedné doln´ı konˇcetinˇe, kdy druhá konˇcetina je jen m´ırnˇe zvednutá nad podloˇzku a zanoˇzena tak, ˇze pˇri frontáln´ım pohledu jsou pˇredn´ı i zadn´ı chodidlo v zákrytu. T´ımto zp˚ usobem je zachována pˇribliˇzná symetrie tˇela a statická povaha u ´lohy. Do v´ ypoˇctu je dále zahrnuta pouze s´ıla od m. gluteus medius, kter´ y je pˇri stoji na jedné doln´ı konˇcetinˇe spolu s m. gluteus minimus funkˇcn´ı. Jej´ı p˚ usobiˇstˇe a smˇer jej´ı nositelky je odhadnut na základˇe série CT sn´ımk˚ u zobrazen´ ych v programu SPIN (obr. 9.22 a obr. 9.23). Hmotnost pacientky nebyla známa. Vzhledem k tomu, ˇze poskytnut´ y soubor CT sn´ımk˚ u byl z´ıskán na stránkách University of Iowa [41] a problémy intertrochanterick´ ych zlomenin pˇrednostnˇe postihuj´ı starˇs´ı osoby [75], bude v dalˇs´ıch v´ ypoˇctech uvaˇzována hmotnost pacientky m = 74,9 kg, coˇz je podle [65] v souladu s pr˚ umˇernou váhou americk´ ych ˇzen ve vˇeku 60-74 let, jak jej zjistil NHANES (National Health and Nutrition Examination Survey) v letech 1999-2002. Velikost t´ıhové s´ıly celého tˇela tedy bude Fg = m · g = 74, 9 · 9, 81 = 734, 77 N Dále je potˇrebné stanovit hmotnost doln´ı konˇcetiny. Podle [23] odpov´ıdá hmotnost doln´ı konˇcetiny 18,6 % celkové hmotnosti tˇela. Velikost t´ıhové s´ıly pˇripadaj´ıc´ı na doln´ı konˇcetinu tedy bude Fd = Fg · 0, 816 = 136, 67 N Pro urˇcen´ı p˚ usobiˇstˇe a smˇeru nositelky stykové s´ıly kloubn´ıho spojen´ı bylo zapotˇreb´ı nejprve odeˇc´ıst polohu nˇekolika referenˇcn´ıch bod˚ u. Pomoc´ı souˇradnic z´ıskan´ ych z CT sn´ımk˚ u byla urˇcena pˇribliˇzná m´ısta u ´ponu m. gluteus medius jak na velkém trochanteru 48


Obr´ azek 9.22: Transvers´ aln´ı (vlevo), sagitáln´ı (nahoˇre) a frontáln´ı (dole) ˇrez s vyznaˇcen´ ym m´ıstem u ´ponu m. gluteus medius na velkém trochanteru v programu SPIN (teplejˇs´ı barvy znázorˇ nuj´ı tkánˇe s vyˇsˇs´ı hustotou).

Obr´ azek 9.23: Transvers´ aln´ı (vlevo), sagitáln´ı (nahoˇre) a frontáln´ı (dole) ˇrez s vyznaˇcen´ ym m´ıstem u ´ponu m. gluteus medius na lopatˇe kyˇceln´ı kosti v programu SPIN (teplejˇs´ı barvy znázorˇ nuj´ı tkánˇe s vyˇsˇs´ı hustotou).

(bod A na obr. 9.24), tak na pánevn´ı kosti (bod B), poloha stˇredu hlavice kyˇceln´ıho kloubu (bod C), tˇeˇziˇstˇe doln´ı konˇcetiny (bod H, nen´ı vyznaˇcen na obrázku) a bod stydké spony, j´ımˇz byla vedena hlavn´ı osa tˇela (bod D). Ze znalosti smˇeru nositelky s´ıly od m. gluteus medius F s dané body A a B a smˇeru v´ ysledné stykové s´ıly od podloˇzky F a je moˇzné urˇcit jejich pr˚ useˇc´ık (bod G). Na základˇe vˇety o tˇrech silách pak lze spojnic´ı bod˚ u F C a G urˇcit i smˇer nositelky tlakové s´ıly p˚ usob´ıc´ı v m´ıstˇe kloubn´ıho spojen´ı r . Velikosti jednotliv´ ych sil lze pak urˇcit vzhledem ke znalosti velikosti s´ıly F a , která je stejná jako 49

´ ˇ ´ 9. TVORBA VYPO CTOV EHO MODELU F g jen opaˇcnˇe orientovaná, ze silového troj´ uheln´ıku. Ovˇeˇren´ı v´ ysledku grafického ˇreˇsen´ı provedeme ˇreˇsen´ım analytick´ ym.

Obr´ azek 9.24: Grafické ˇreˇsen´ı statické rovnováhy na doln´ı konˇcetinˇe.

Velikosti s´ıly F s od musculus gluteus medius a s´ıly F r coby reakce od kyˇceln´ıho spojen´ı lze urˇcit ze silov´ ych a momentov´ ych podm´ınek statické rovnováhy. Podm´ınky statické rovnováhy jsou pak následuj´ıc´ı: Fx : Fz : MCy :

Fsx − Frx = 0 Fa − Fd + Fsz − Frz = 0 Fsz · (Cx − Ax ) − Fsx · (Cz − Az ) + Fd · (Cx − Hx ) + Fa · (Cx − Dx ) = 0

kde indexy x a z odpov´ıdaj´ı x-ov´ ym a z-ov´ ym souˇradnic´ım jednotliv´ ych bod˚ u, resp. odpov´ıdaj´ıc´ım sloˇzkám vektor˚ u. Po dosazen´ı znám´ ych hodnot vypoˇc´ıtáme z rovnic Fs = (410, 0, 1126) N Fr = (−410, 0, −1723) N 9.6. Model vlastnost´ı struktury objektu V kapitole 6.4 bylo bl´ıˇze pojednáno o struktuˇre kostn´ı tkánˇe. Pro u ´ˇcely v´ ypoˇctového modelován´ı je nyn´ı potˇreba pˇri uvaˇzované rozliˇsovac´ı u ´rovni vybrat vhodn´ y model pro popis mechanického chován´ı jednotliv´ ych materiál˚ u a urˇcit jejich materiálové parametry. Jak 50

´ ˇ ´ 9. TVORBA VYPO CTOV EHO MODELU je z dˇr´ıve uvedeného patrné, kostn´ı tkán ˇ je velmi obt´ıˇznˇe modelovateln´ y materiál, nebot’ ani spongiosn´ı, ani kortikáln´ı kostn´ı tkán ˇ nevykazuje homogenn´ı izotropn´ı chován´ı, ale má smˇerové vlastnosti. Kortikála vlivem haversk´ ych systém˚ u a r˚ uzn´ ych hodnot materiálov´ ych parametr˚ u v podélné a v pˇr´ıˇcn´ ych osách osteon˚ u vykazuje ortotropn´ı chován´ı, u spongiosy je situace jeˇstˇe zt´ıˇzena architekturou vnitˇrn´ıch trámc˚ u, a tedy nesnadn´ ym urˇcen´ım hlavn´ıch materiálov´ ych os. Kromˇe tˇechto morfologick´ ych vliv˚ u se na vlastnostech kostn´ı tkánˇe pod´ıl´ı i sloˇzen´ı kostn´ı tkánˇe – objem vody, obsah minerál˚ u – stáˇr´ı kosti apod. [52]. Pˇri experimentáln´ım zjiˇst’ován´ı jej´ıch vlastnost´ı pak také v´ yznamnou roli hraje druh kosti a m´ısta, z nichˇz byly odebrány vzorky pro mechanické ˇci jiné zkouˇsky [83]. Kaˇzdá snaha o deterministické popsán´ı mechanick´ ych vlastnost´ı kostn´ı tkánˇe tedy vˇzdy bude pouze v´ıce ˇci ménˇe pˇresnou aproximac´ı jej´ıho skuteˇcného chován´ı. Jednotlivé typy model˚ u materiálu jsou probrány v následuj´ıc´ı kapitole. 9.6.1. Homogenn´ı izotropn´ı model materiálu Homogenn´ı izotropn´ı model materiálu je nejjednoduˇsˇs´ım modelem, kter´ y lze uvaˇzovat. Izotropn´ı materiál, jak napov´ıdá název, nemá smˇerové vlastnosti, tedy vykazuje stejné chován´ı ve vˇsech smˇerech a lze jej u ´plnˇe popsat pouh´ ymi dvˇema parametry, elastick´ ym modulem pruˇznosti E a Poissonov´ ym ˇc´ıslem µ. Pro svou jednoduchost se pˇri ˇreˇsen´ı biomechanick´ ych problém˚ u pomoc´ı v´ ypoˇctového modelován´ı hojnˇe pouˇz´ıval zejm. na zaˇcátku 20. stolet´ı a v menˇs´ı m´ıˇre se vyuˇz´ıvá dodnes [3, 89, 16]. V literatuˇre existuje ˇrada prac´ı, které se urˇcen´ım tˇechto dvou parametr˚ u zab´ yvaj´ı, viz tab. 9.1. 9.6.2. Nehomogenn´ı izotropn´ı model materiálu Modelem vyˇsˇs´ı u ´rovnˇe je nehomogenn´ı izotropn´ı model materiálu. Izotropie mu pˇredepisuje shodné vlastnosti ve vˇsech smˇerech, ale jeho elastické parametry jsou konstantn´ı jen po ˇcástech a v jednotliv´ ych d´ılˇc´ıch objemech materiálu se od sebe vzájemnˇe liˇs´ı. V závislosti na velikosti a poˇctu jednotliv´ ych oblast´ı s konstantn´ımi hodnotami lze dosáhnout r˚ uzné u ´rovnˇe pˇresnosti modelu. V práci [89] je t´ımto zp˚ usobem modelována spongiosn´ı kost v hlavici proximáln´ıho femuru s vlastnostmi odliˇsn´ ymi od spongiosn´ı kosti nacházej´ıc´ı se v oblasti trochanterického masivu. Podobn´ y pˇr´ıstup je zvolen i v pˇr´ıpadˇe deformaˇcnˇe napˇet’ové anal´ yzy povrchové náhrady v práci [88]. Oblasti homogenn´ıho izotropn´ıho materiálu lze ale zmenˇsit na velikost jednotliv´ ych element˚ u koneˇcnoprvkové s´ıtˇe a definovat tak materiálov´ y model pro kaˇzd´ y element zvláˇst’ [36, 96]. Hodnoty elastického modulu pruˇznosti se nejˇcastˇeji urˇcuj´ı podle hustoty kostn´ı tkánˇe. K jej´ımu urˇcen´ı je moˇzné vyuˇz´ıt CT sn´ımky a hodnotu hustoty kostn´ı tkánˇe vypoˇc´ıtat z tzv. Hounsfieldov´ ych jednotek, které odráˇzej´ı intenzitu jednotliv´ ych pixel˚ u sn´ımku [59]. V´ ypoˇctov´ ym vztah˚ um modulu pruˇznosti v závislosti na hustotˇe se vˇenuje celá ˇrada autor˚ u [56, 57, 46, 53, 62].

51

´ ˇ ´ 9. TVORBA VYPO CTOV EHO MODELU Parametr E [MPa] σmax [MPa] σk [MPa] E [MPa] σk [MPa] µ E [MPa] σmax [MPa] σk [MPa] E [MPa] σk [MPa] E [MPa] σmax [MPa] E [MPa] µ E [MPa] µ E [MPa] µ

Kortikáln´ı kostn´ı tkán ˇ Spongiosn´ı kostn´ı tkán ˇ 774 ± 360 7,89 ± 3,49 7,59 ± 3,29 382 ± 182 13,2 ± 3,6 0,16 ± 0,05 800 ± 138 9,36 ± 1,45 8,02 ± 1,19 3 16, 4.10 117,4 (14, 3 ± 4).103 (53, 8 ± 20, 3).103 15.103 1, 5.103 0,25 0,29 3 17.10 1, 3.103 (0, 32.103 ) 0,3 0,3 3 14, 2.10 50 0,3 0,3

Zdroj Kaneko et al. [45]

Kelly et al. [47]

Guillen et al. [31]

Currey [20] Duchemin et al. [22] Apicella [3] Wang et al. [89] Chen et al. [16]

Tabulka 9.1: Hodnoty mechanick´ ych parametr˚ u pro urˇcen´ı izotropn´ıho modelu chován´ı kostn´ı tkánˇe

9.6.3. Ortotropn´ı model materiálu Ortotropn´ı model materiálu se od izotropn´ıho modelu liˇs´ı t´ım, ˇze ve tˇrech na sebe kolm´ ych hlavn´ıch materiálov´ ych rovinách vykazuje odliˇsné chován´ı. K jeho kompletn´ımu urˇcen´ı je proto zapotˇreb´ı dev´ıti elastick´ ych konstant, konkrétnˇe tˇr´ı modul˚ u pruˇznosti v tahu, tˇr´ı modul˚ u pruˇznosti ve smyku a tˇr´ı Poissonov´ ych ˇc´ısel. Je také nutné znát hlavn´ı ortotropn´ı roviny. Urˇcován´ı tˇechto materiálov´ ych parametr˚ u se vˇenuje celá ˇrada autor˚ u [78, 45, 93], pˇretrvávaj´ıc´ım problémem je ale urˇcen´ı hlavn´ıch ortotropn´ıch smˇer˚ u. U kortikáln´ı kostn´ı ’ tkánˇe je situace jednoduˇsˇs´ı, nebot u stehenn´ı kosti kortikála svou geometri´ı nápadnˇe pˇripom´ıná duté válcové tˇeleso a hlavn´ı ortotropn´ı smˇery lze pomˇernˇe jednoduˇse ztotoˇznit se smˇerem axiáln´ım, radiáln´ım a tangenciáln´ım. U spongiosn´ı kosti se situace komplikuje kv˚ uli jej´ı vnitˇrn´ı architektuˇre, o n´ıˇz bylo jiˇz pojednáno v pˇredchoz´ıch kapitolách. V´ıce se problematikou zab´ yvá napˇr. [76, 91]. 9.6.4. Transversálnˇe ortotropn´ı model materiálu Transversálnˇe ortotropn´ı model je zvláˇstn´ım pˇr´ıpadem modelu ortotropn´ıho, pro kter´ y lze nalézt jednu hlavn´ı rovinu, v n´ıˇz se materiál chová izotropnˇe. Poˇcet nezávisl´ ych parametr˚ u k urˇcen´ı mechanick´ ych vlastnost´ı materiálu se pak sn´ıˇz´ı z dev´ıti na pˇet, konkrétnˇe na

52


Ti6Al4V

E µ A [GPa] [MPa] [%] 114 0,342 12

σmax σk KIc [MPa] [MPa] [MPa.m1/2 ] 943 842 82,3

σc [MPa] 565

Tabulka 9.2: Mechanické vlastnosti titanové slitiny Ti6Al4V

dva moduly pruˇznosti v tahu, jeden modul pruˇznosti ve smyku a dvˇe Poissonova ˇc´ısla. Tento model je pomˇernˇe dobˇre pouˇziteln´ y pro kortikáln´ı kost, která se vlivem haverské struktury chován´ı transversálnˇe ortotropn´ıho materiálu velmi bl´ıˇz´ı, jak je patrné z [84, 93]. U spongiosn´ı kosti je situace obt´ıˇznˇejˇs´ı, nebot’ pro svou sloˇzitou architekturu kostn´ıch trámc˚ u je u n´ı jednoznaˇcné urˇcen´ı hlavn´ıch smˇer˚ u velmi nároˇcné [11, 76]. 9.6.5. Anizotropn´ı model materiálu V nejobecnˇejˇs´ım smyslu je nehomogenn´ı anizotropn´ı materiál popsán 21 materiálov´ ymi parametry. Teoreticky by takov´ yto model materiálu mˇel chován´ı kostn´ı tkánˇe popisovat nejrealistiˇctˇeji, avˇsak z´ıskán´ı vˇsech potˇrebn´ ych hodnot tˇechto parametr˚ u je u ´kol veskrze nemoˇzn´ y [59]. 9.6.6. Materiál dlahy Na materiály pro v´ yrobu kostn´ıch implantát˚ u je kladena ˇrada nárok˚ u [51, 59]: • V prvé ˇradˇe musej´ı b´ yt neˇskodné pro okoln´ı tkán ˇ (netoxické, nekarcinogenn´ı, nealergenn´ı, neradioaktivn´ı); • musej´ı b´ yt biokompatibiln´ı, tzn. biologicky snáˇsenlivé a stabiln´ı (nenaruˇsovat metabolismus, nezp˚ usobovat biodegradaci); • musej´ı vykazovat dostateˇcnou mechanickou pevnost. Podle informac´ı na stránkách pˇredn´ıho ˇceského v´ yrobce kostn´ıch implantát˚ u, firmy ’ Medin a.s. [4], se DHS dlaha vyráb´ı ve dvou variantách, bud z oceli ISO 58321E, nebo titanové slitiny Ti6Al4V. Vzhledem k tomu, ˇze bliˇzˇs´ı informace o materiálu nejsou známy ani u dlahy DHS, ani PCCP, v dalˇs´ıch v´ ypoˇctech bude uvaˇzována pouze titanová slitina. Slitina Ti6Al4V pˇredstavuje asi 50 % celkové produkce titanu. Patˇr´ı do skupiny α/β slitin, coˇz jsou obecnˇe materiály obsahuj´ıc´ı vyˇsˇs´ı pod´ıl β stabilizuj´ıc´ıch prvk˚ u (cca 4-6 hm. %). Al v matrici sniˇzuje hustotu slitiny a stabilizuje a zesiluje α fázi, zat´ımco vyˇsˇs´ı pod´ıl β stabilizuj´ıc´ıch prvk˚ u umoˇzn ˇuje ˇcásteˇcné vylouˇcen´ı β fázov´ ych pol´ı, coˇz má za následek zv´ yˇsen´ı pevnostn´ıch charakteristik. Za svou oblibu vdˇeˇc´ı zejména vysoké mezi pevnosti, odolnosti proti korozi, creepu a u ńavov´ ym lom˚ um [9, 69]. Mezi jeho horˇs´ı vlastnosti na druhou stranu patˇr´ı niˇzˇs´ı pevnost ve stˇrihu a vysok´ y koeficient tˇren´ı [1]. Mechanické vlastnosti jsou shrnuty v tab. 9.2. Pozn. Vlastnosti slitiny se liˇs´ı v závislosti na mikrostruktuˇre materiálu. Pro nedostatek informac´ı o detailn´ım sloˇzen´ı obou fixátor˚ u byly z literatury [55, 34] pˇrevzaty sp´ıˇse konzervativnˇejˇs´ı hodnoty. 53

´ ˇ ´ 9. TVORBA VYPO CTOV EHO MODELU 9.6.7. Koeficienty tˇren´ı Pro potˇreby následného modelován´ı kontaktn´ıch dvojic bylo zapotˇreb´ı z´ıskat koeficienty statického tˇren´ı. Samotné mˇeˇren´ı tˇechto koeficient˚ u je u ´kol nesnadn´ y a téˇz dostupná odborná literatura je na relevantn´ı informace pomˇernˇe skoupá. U slitiny Ti6Al4V, jak jiˇz bylo zm´ınˇeno, je jedn´ım z limituj´ıc´ıch faktor˚ u relativnˇe vysok´ y koeficient tˇren´ı. Zp˚ usob, j´ımˇz je moˇzno tuto nepˇr´ıjemnou vlastnost obej´ıt, je opatˇren´ı implantátu vhodnou povrchovou vrstvou [14, 94, 69]. Vzhledem k tomu, ˇze detailn´ı v´ yrobn´ı postupy jsou zaˇcasté chránˇen´ ym know-how jednotliv´ ych v´ yrobc˚ u, pro u ´ˇcely této práce byl vybrán koeficient statického tˇren´ı neupravené slitiny Ti6Al4V, jenˇz je podle [14, 8] pˇribliˇznˇe roven 0,3. V pˇr´ıpadˇe kontaktu implantát-kost udává literatura koeficienty smykového tˇren´ı okolo 0,4 [87, 30]. Stejná hodnota 0,4 bude pouˇzita i pro pˇr´ıpad modelován´ı kontaktu kostkost [36]. 9.6.8. Shrnut´ı Tab. 9.3 udává pouˇzité modely pro popis jednotliv´ ych materiál˚ u a hodnoty parametr˚ u nutné pro definován´ı tˇechto model˚ u. Typ materiálu Spongiosa Kortikála Titan

Pouˇzit´ y model isotropn´ı isotropn´ı isotropn´ı

E [MPa] 800 14, 5.103 114.103

µ 0,3 0,3 0,342

fspongiosa 0,4 0,4 0,4

fkortikala 0,4 0,4 0,4

ftitan 0,4 0,4 0,3

Tabulka 9.3: Pˇrehled pouˇzit´ ych model˚ u materiál˚ u v této práci

9.7. Model mezn´ıch stav˚ u objektu Mezn´ımi stavy, jeˇz mohou pˇri zatˇeˇzován´ı daného objektu nastat, jsou mezn´ı stav pruˇznosti u implantátu a mezn´ı stav deformace u kostn´ı tkánˇe. Mezn´ı stav pruˇznosti implantátu je dán mez´ı kluzu titanové slitiny Ti6Al4V, jeˇz je rovna 842 MPa. Podle Frostovy teorie nastává mezn´ı stav deformace kostn´ı tkánˇe pˇri deformaci rovné pˇribliˇznˇe 25 000 µε. Tato hodnota je pouze pˇribliˇzná a nelze ji brát absolutnˇe, nebot’ závis´ı na kvalitˇe kostn´ı tkánˇe, a tedy celé ˇradˇe faktor˚ u, nicménˇe v dalˇs´ım textu bude brána za kritickou velikost pˇretvoˇren´ı pro posuzován´ı vzniku tohoto mezn´ıho stavu. Aˇckoli je u ´loha ˇreˇsena jako statická, v reálném ˇzivotˇe je objekt – femur s aplikovan´ ym skluzn´ ym hˇrebem – zatˇeˇzován dynamicky (cyklicky). Mezi mezn´ı stavy je proto tˇreba zahrnout i mezn´ı stav u ńavového poruˇsen´ı.

54

Kapitola 10

Realizace ˇ reˇ sen´ı V pˇredchoz´ıch kapitolách byl popsán proces tvorby jednotliv´ ych d´ılˇc´ıch model˚ u, na nˇeˇz je v´ ypoˇctov´ y model dekomponován. Nyn´ı je tedy moˇzno pˇrej´ıt k samotnému ˇreˇsen´ı problému. V této kapitole budou nejprve pˇredstaveny zp˚ usoby modelován´ı kontakt˚ u mezi modely geometrie jednotliv´ ych prvk˚ u soustavy. Dále bude pojednáno o tvorbˇe koneˇcnoprvkové s´ıtˇe, jeˇz je nezbytná vzhledem ke zvolené metodˇe ˇreˇsen´ı problému, a o volbˇe prvk˚ u. Do kapitoly bude zahrnut i popis nastaven´ı ˇreˇsiˇce u ´lohy. Pro pˇrehlednost a u ´ˇcely snazˇs´ı orientace v následn´ ych anal´ yzách bude u ´loha rozdˇelena na d´ılˇc´ı u ´lohy, a to podle model˚ u geometrie soustavy. Problém byl vymezen jako proveden´ı deformaˇcnˇe-napˇet’ového ˇreˇsen´ı proximáln´ıho konce femuru s aplikovan´ ym systémem DHS a PCCP. Vzhledem k tomu, ˇze je posuzován vliv dvou r˚ uzn´ ych implantát˚ u na rozloˇzen´ı pole napˇet´ı, resp. pˇretvoˇren´ı v proximáln´ım femuru se stabiln´ı a nestabiln´ı zlomeninou, tyto d´ılˇc´ı u ´lohy budou ˇctyˇri, viz tab. 10.1. Je na m´ıstˇe téˇz zm´ınit, ˇze v pˇr´ıpadˇe anal´ yzy soustavy s nestabiln´ı zlomeninou A2.1 (anal´ yzy DHS nestab a PCCP nestab) nebyl nejmenˇs´ı fragment kosti do ˇreˇsen´ı zahrnut. Motivac´ı k tomuto kroku je pˇredpoklad, ˇze pˇri reálné zlomeninˇe tento fragment nepˇrenáˇs´ı ˇzádná silová zat´ıˇzen´ı. Oznaˇcen´ı u ´lohy DHS stab DHS nestab PCCP stab PCCP nestab

Popis soustavy Stabiln´ı intertrochanterická zlomenina A1.1 fixovaná pomoc´ı systému DHS Nestabiln´ı intertrochanterická zlomenina A2.1 fixovaná pomoc´ı systému DHS Stabiln´ı intertrochanterická zlomenina A1.1 fixovaná pomoc´ı systému PCCP Nestabiln´ı intertrochanterická zlomenina A2.1 fixovaná pomoc´ı systému PCCP Tabulka 10.1: Rozdˇelen´ı problému na d´ılˇc´ı podproblémy

10.1. Model kontakt˚ u mezi prvky soustavy Do v´ ypoˇctu bylo tˇreba zahrnout nˇekolik r˚ uzn´ ych druh˚ u kontaktn´ıch dvojic. Kv˚ uli poˇcáteˇcn´ım problém˚ um s konvergenc´ı ˇreˇsen´ı byly prvn´ı v´ ypoˇcty provedeny s lineárn´ımi kontakty 55

ˇ SEN ˇ Í 10. REALIZACE RE typu BONDED a posléze i FRICTIONLESS, aˇz po odladˇen´ı v´ ypoˇctu byly zahrnuty i kontakty typu FRICTIONAL, které zahrnuj´ı u ´ˇcinky statického tˇren´ı (viz dále). Následuj´ıc´ı odstavce popisuj´ı rozloˇzen´ı kontaktn´ıch dvojic ve fináln´ım modelu. Modely geometrie kortikáln´ı a spongiosn´ı kostn´ı tkánˇe byly v modulu Design Modeler v software Ansys Workbench pomoc´ı pˇr´ıkazu Form New Part“ pˇrevedeny na jedno ” tˇelo, d´ıky ˇcemuˇz odpadla nutnost mezi nimi definovat kontaktn´ı dvojici. Pouˇzit´ım tohoto pˇr´ıkazu totiˇz dojde ke sjednocen´ı ploch obou objemov´ ych model˚ u a pˇri pozdˇejˇs´ı tvorbˇe koneˇcnoprvkové s´ıtˇe se tato chová jako spojitá pˇres vˇsechny takto spojené objemy. Kontakt mezi kostn´ımi vruty a kortikáln´ı kostn´ı tkán´ı byl modelován jako BONDED (obr. 10.1). Motivac´ı pro pouˇzit´ı tohoto typu kontaktu byl fakt, ˇze model geometrie závitové ˇcásti kostn´ıch vrut˚ u byl vytvoˇren jako válcov´ y. Kontaktn´ı dvojice typu BONDED tak simuluje toto pevné spojen´ı a zamezuje relativn´ımu pohybu obou komponent. Pˇr´ıpadná nepˇresnost, která je t´ımto zjednoduˇsen´ım do v´ ysledk˚ u zavleˇcena, nen´ı z hle’ diska ˇreˇseného problému podstatná, nebot pˇredmˇetem zájmu je rozloˇzen´ı pole napˇet´ı a pˇretvoˇren´ı v implantátu a spongiose proximáln´ıho femuru.

Obr´ azek 10.1: Rozloˇzen´ı kontaktn´ıch dvojic typu BONDED.

Mezi modely geometrie kostn´ıch tkán´ı a dlahy byly kontakty definovány jako FRICTIONLESS (obr. 10.2). Taková kontaktn´ı dvojice pˇrenáˇs´ı pouze tlakové zat´ıˇzen´ı, pohyb ve smˇeru teˇcny k obˇema plochám je voln´ y, separaci obou ploch v kontaktu taktéˇz nen´ı nijak bránˇeno. Vzájemnému relativn´ımu pohybu dlahy a spongiosy, resp. dlahy a kortikály je zabránˇeno jejich geometri´ı, pˇredepsán´ı tˇren´ı v kontaktu kromˇe prodlouˇzen´ı v´ ypoˇctového ˇcasu nijak v´ ysledky neovlivˇ nuje. Ostatn´ı kontakty, tj. kontakt mezi skluzn´ ym hˇrebem a kost´ı, mezi skluzn´ ym hˇrebem a dlahou a mezi kontaktn´ımi plochami fragment˚ u zlomeniny, byly modelovány jako FRICTIONAL (obr. 10.3). O koeficientech statického tˇren´ı, jeˇz bylo tˇreba zadat, bylo bl´ıˇze pojednáno v podkapitole 9.6. Pro kontakt kov-kov, kter´ y se uplatˇ nuje uvnitˇr válcovitého veden´ı dlahy na hranici dlahy a hˇrebu, byla zadána hodnota koeficientu statického tˇren´ı 56

ˇ SEN ˇ Í 10. REALIZACE RE

Obr´ azek 10.2: Rozloˇzen´ı kontaktn´ıch dvojic typu FRICTIONLESS.

0,3, pro kontakt kov-kost a kost-kost byl vybrán koeficient statického tˇren´ı 0,4. Autor si je vˇedom, ˇze zejména v pˇr´ıpadˇe st´ ykaj´ıc´ıch se fragment˚ u zlomeniny m˚ uˇze b´ yt tato hodnota podstatnˇe vˇetˇs´ı jiˇz z toho d˚ uvodu, ˇze plocha lomu patrnˇe nikdy nebude dokonale rovná. Zároveˇ n je hodnota tohoto koeficientu závislá na kvalitˇe kostn´ı tkánˇe a dalˇs´ıch faktorech, o nichˇz chyb´ı bliˇzˇs´ı informace. Hodnotou 0,4 je tedy simulován jak´ ysi nejnepˇr´ıznivˇejˇs´ı“ ” stav, kter´ y ve smyslu tˇren´ı mezi zm´ınˇen´ ymi komponentami m˚ uˇze nastat.

Obr´ azek 10.3: Rozloˇzen´ı kontaktn´ıch dvojic typu FRICTIONLESS.

Vˇsechny typy kontakt˚ u byly modelovány jako symetrické a definované na základˇe Pure Penalty algoritmu. Bˇehem ladˇen´ı v´ ypoˇctu byly pouˇzity i jiné algoritmy (jmenovitˇe MPC a Augmented Lagrange), ale ˇzádn´ y nevedl k v´ yraznˇejˇs´ı u ´spoˇre v´ ypoˇctového ˇcasu. 57

ˇ SEN ˇ Í 10. REALIZACE RE 10.2. V´ ybˇ er typu prvk˚ u Koneˇcnoprvková s´ıt’, jak bude uvedeno v následuj´ıc´ı podkapitole, je tvoˇrena kvadratick´ ymi tetraedrick´ ymi prvky, které v software Ansys nesou název SOLID187. Pro následnou anal´ yzu byly vybrány ˇctyˇrstˇenné prvky z d˚ uvodu jejich schopnosti snáze postihnout tvarovˇe sloˇzitou geometrii, jeˇz je ve zkoumaném objektu hojnˇe zastoupena. Prvky SOLID187 maj´ı deset uzlov´ ych bod˚ u (ve vrcholech ˇctyˇrstˇenu a uprostˇred jeho stran), z nichˇz kaˇzd´ y má tˇri stupnˇe volnosti – posuvy ve smˇerech os x, y a z. Pro popis kontaktu byly pouˇzity základn´ı ploˇsné prvky CONTA174 a TARGE170. V s´ıti jsou zahrnuty i prvky SURF154, pomoc´ı nichˇz je definováno silové zat´ıˇzen´ı, viz dále. 10.3. Tvorba koneˇ cnoprvkov´ e s´ıtˇ e Ze zvolené metody ˇreˇsen´ı, tedy MKP, plyne nutnost diskretizace objektu na soubor prvk˚ u koneˇcné velikosti. Jak bylo zm´ınˇeno v pˇredchoz´ı podkapitole, pro tvorbu této s´ıtˇe byly pouˇzity ˇctyˇrstˇenné prostorové prvky z d˚ uvodu jejich lepˇs´ı aplikovatelnosti na objekty s komplikovanou geometri´ı. Neˇz bylo pˇristoupeno k vlastn´ı diskretizaci s´ıtˇe, bylo tˇreba jeˇstˇe model geometrie upravit. Tato u ´prava spoˇc´ıvala ve spojen´ı jednotliv´ ych ploch do vˇetˇs´ıch celk˚ u zejména v pˇr´ıpadˇe pˇrechodu mezi modelem geometrie kortikály a proximáln´ı spongiosy. Ta byla p˚ uvodnˇe tvoˇrena s´ıt´ı relativnˇe mal´ ych a sloˇzitˇe tvarovan´ ych ploch, coˇz pˇredstavovalo pro tvorbu s´ıtˇe pomˇernˇe znaˇcné komplikace, nebot’ tato nejprve mus´ı namapovat prvky na kˇrivky, které tvoˇr´ı hranice mezi tˇemito plochami. Sjednocen´ım ploch pˇr´ıkazem Virtual ” Cell“ v modulu Mechanical software Ansys klesl poˇcet tˇechto kˇrivek a tvorbˇe s´ıtˇe byla ponechána vˇetˇs´ı volnost (obr. 10.4). Zároveˇ n byly potlaˇceny plochy s velice ostr´ ymi u ´hly a mal´ ymi rozmˇery, které lze namapovat pouze za cenu pouˇzit´ı ne´ umˇernˇe mal´ ych prvk˚ u.

Obrázek 10.4: Hranice mezi kortik´ aln´ı a spongiosn´ı kostn´ı tkán´ı v oblasti proximáln´ıho femuru pˇred (vlevo) a po sjednocen´ı ploch.

Bˇehem tvorby s´ıtˇe byla obzvláˇstˇe velká pozornost vˇenována pˇrechodov´ ym plochám mezi jednotliv´ ymi podobjekty soustavy, v nichˇz bylo zejména kv˚ uli ostr´ ym hranám moˇzno oˇcekávat velké gradienty napˇet´ı. Hluboko uvnitˇr materiálu, kam pozornost pˇri anal´ yze 58

ˇ SEN ˇ Í 10. REALIZACE RE Objekt Poˇcet prvk˚ u Hˇreb 55 422 Dlaha 18 470 Vrut 1 961 Spongiosa – proximáln´ı fragment 115 213 Spongiosa – distáln´ı fragment 31 287 Spongiosa – distáln´ı epif´ yza 2 426 Kortikála – proximáln´ı fragment 212 Kortikála – distáln´ı fragment 43 921 Celkem 272 880 Tabulka 10.2: Poˇcet prvk˚ u v´ ysledné koneˇcnoprvkové s´ıtˇe u u ´lohy DHS stab.

Hrubá s´ıt’ Jemná s´ıt’ Rozd´ıl [%]

Poˇcet prvk˚ u 113 000 273 000 141,6

σHM H [MPa] εHM H [–] hˇreb fragment spongiosa kortikála 543 0,0451 0,0560 0,0129 535 0,0437 0,0577 0,0133 1,5 3,2 2,9 3,0

Tabulka 10.3: Srovn´ an´ı vlivu hustoty koneˇcnoprvkové s´ıtˇe na v´ ysledky anal´ yzy.

v´ ysledk˚ u nebude soustˇredˇena, byly v zájmu sn´ıˇzen´ı poˇctu prvk˚ u a u ´spory v´ ypoˇctového ˇcasu ponechány prvky o vˇetˇs´ı velikosti. U fináln´ı podoby s´ıtˇe byla maximáln´ı velikost prvku omezena hodnotou 8 mm, minimáln´ı hodnotou 0,8 mm. Na plochách, na nˇeˇz byl kladen poˇzadavek husté a pravidelné s´ıtˇe, byla maximáln´ı velikost prvku omezena pomoc´ı pˇr´ıkazu Face Sizing“. Ukázky v´ ysledné s´ıtˇe jsou na obr. 10.5, v tab. 10.2 jsou uvedeny ” poˇcty prvk˚ u pro u ´lohu DHS stab. Pro vylouˇcen´ı vlivu hustoty s´ıtˇe na v´ ysledky anal´ yz byl proveden kontroln´ı v´ ypoˇcet pro dvˇe r˚ uznˇe husté s´ıtˇe generované na tomtéˇz modelu pˇri jinak stejném nastaven´ı ˇreˇsen´ı. V´ ypoˇcet byl proveden pro u ´lohu DHS stab, hrubá s´ıt’ ˇc´ıtala pˇribliˇznˇe 113 000 prvk˚ u, jemná pak 273 000. Jak je uvedeno v tab. 10.3, rozd´ıl ve v´ ysledc´ıch se pohybuje v ˇrádu jednotek procent, ovlivˇ nován´ı v´ ysledk˚ u hustotou s´ıtˇe se tedy nejev´ı jako podstatné. 10.4. Vazby a zat´ıˇ zen´ı Modely vazeb a aktivace objektu popsané v kapitolách 9.4 a 9.5 bylo nutno definovat v simulaˇcn´ım prostˇred´ı software Ansys Workbench. Na distáln´ım konci diaf´ yzy femuru bylo zamezeno veˇsker´ ym posuv˚ um (obr. 10.6). Aktivace objektu silou od m. gluteus medius v m´ıstˇe u ´ponu svalu na velkém trochanteru a kontaktn´ım tlakem na stykové ploˇse femoráln´ı hlavice byla provedena pomoc´ı pˇr´ıkazu Force“ (obr. 10.7). Plochy, na nˇeˇz byly ” s´ıly pˇredepsány, byly odhadnuty na základˇe obr. 6.4 a literatury [95, 28, 88]. Velikosti zatˇeˇzuj´ıc´ıch sil byly stanoveny v kapitole 9.5.

59


Obrázek 10.5: Uk´ azky koneˇcnoprvkové s´ıtˇe. a – kortikála, b – spongiosa, c – skluzn´ y hˇreb, d – dlaha, e – kostn´ı vrut.

10.5. Nastaven´ı ˇ reˇ siˇ ce Software Ansys nab´ız´ı dva typy ˇreˇsiˇc˚ u – pˇr´ımé a iteraˇcn´ı. Pro velk´ y poˇcet element˚ u a nelineárn´ı povahu u ´lohy byl zvolen ˇreˇsiˇc iteraˇcn´ı, konkrétnˇe metoda PCG (Preconditioned Conjugate Gradient). P˚ uvodn´ı konzervativn´ı tolerance 1.10−8 byla na základˇe doporuˇcen´ı [2] zv´ yˇsena na 1.10−5 . Pro zdárn´ y pr˚ ubˇeh v´ ypoˇctu a dosaˇzen´ı jeho konvergence bylo téˇz zapotˇreb´ı zatˇeˇzován´ı rozdˇelit do 5 krok˚ u, v nichˇz obˇe s´ıly po konstantn´ıch kroc´ıch nar˚ ustaj´ı, a zapnout velké deformace. Ostatn´ı nastaven´ı byla ponechána ve v´ ychoz´ım stavu.

60


Obr´ azek 10.6: Vetknut´ı v distáln´ı ˇcásti femuru (modrá plocha).

Obr´ azek 10.7: Zn´ azornˇen´ı zatˇeˇzovac´ıch sil od m. gluteus medius (C) a kloubn´ıho spojen´ı (B).

61

62

Kapitola 11

Prezentace v´ ysledk˚ u V této kapitole je provedena prezentace v´ ysledk˚ u deformaˇcnˇe napˇet’ové anal´ yzy ˇreˇseného problému. Na ˇreˇsen´ ych objektech je vyhodnocován zejména deformovan´ y tvar, redukované napˇet´ı σHM H a redukované pˇretvoˇren´ı εHM H . Redukované napˇet´ı σHM H je podstatné pro posouzen´ı nebezpeˇc´ı vzniku mezn´ıho stavu pruˇznosti v implantátu a bude porovnáváno s mez´ı kluzu σy titanové slitiny Ti6Al4V. U kostn´ı tkánˇe je porovnáváno pˇretvoˇren´ı s kritickou hodnotou 25 000 µε pro posouzen´ı nebezpeˇc´ı vzniku mezn´ıho stavu remodelace kostn´ı tkánˇe. Pro vˇetˇs´ı pˇrehlednost je na obrázc´ıch, na nichˇz jsou znázornˇena rozloˇzen´ı redukovaného pˇretvoˇren´ı, stupnice hodnot omezena právˇe hodnotou 0,025. Zjednoduˇsenˇe tak lze ˇr´ıci, ˇze oblasti znázornˇené ˇcervenou barvou jsou patologicky pˇretˇeˇzovány. 11.1. Deformaˇ cn´ı posuvy Deformaˇcn´ı posuvy (obr. 11.1, 11.2) jsou v pˇr´ıpadˇe vˇsech model˚ u srovnatelné co do smˇeru i velikosti. U systému PCCP jsou u stabiln´ı i nestabiln´ı zlomeniny hodnoty posuv˚ u pˇribliˇznˇe o 10 % niˇzˇs´ı neˇz u systému DHS, coˇz je vzhledem ke konstrukˇcn´ımu ˇreˇsen´ı implantátu v souladu s oˇcekáván´ım.

Obr´ azek 11.1: Pole deformaˇcn´ıch posuv˚ u [mm] – DHS stab (vlevo), PCCP stab.

63

´ ˚ 11. PREZENTACE VYSLEDK U

Obrázek 11.2: Pole deformaˇcn´ıch posuv˚ u [mm] – DHS nestab (vlevo), PCCP nestab.

11.2. Redukovan´ e napˇ et´ı σHM H Redukované napˇet´ı σHM H ve skluzném hˇrebu v pˇr´ıpadˇe stabiln´ı zlomeniny (obr. 11.3) dosahuje maximáln´ı hodnoty 533 MPa, coˇz je pˇribliˇznˇe o 300 MPa ménˇe neˇz mez kluzu materiálu hˇrebu. Mez u ńavy materiálu je vˇsak vyˇsˇs´ı pouze o 30 MPa. K mezn´ımu stavu vysokocyklické u ńavy zpravidla nedocház´ı, protoˇze ˇreˇsená konfigurace odpov´ıdá situaci po aplikaci fixátoru. Nen´ı uvaˇzováno hojen´ı, které vytvoˇr´ı mezi segmenty zlomeniny svalek. Vzhledem k pohyblivému uloˇzen´ı hˇrebu v dlaze je hˇreb namáhán pˇreváˇznˇe na ohyb, ˇcemuˇz odpov´ıdaj´ı i pr˚ ubˇehy maximáln´ıho a minimáln´ıho hlavn´ıho napˇet´ı (obr. 11.4).

Obrázek 11.3: Redukované napˇet´ı σHM H ve skluzném hˇrebu modelu DHS stab.

V pˇr´ıpadˇe nestabiln´ı zlomeniny vzr˚ ustá redukované napˇet´ı σHM H na hodnotu 771 MPa (obr. 11.5), coˇz je vysoko nad udávanou mez´ı u ńavy materiálu skluzného hˇrebu. Rovnˇeˇz lze z rozloˇzen´ı napˇet´ı vypozorovat vliv kontaktu mezi hˇrebem a dlahou, jej´ıˇz hrana p˚ usob´ı jako koncentrátor napˇet´ı. To se také projev´ı nár˚ ustem redukovaného napˇet´ı σHM H v dlaze (obr. 11.6). 64


Obr´ azek 11.4: Rozloˇzen´ı maxim´ aln´ıho hlavn´ıho napˇet´ı σ1 (vlevo) a minimáln´ıho hlavn´ıho napˇet´ı σ3 ve skluzném hˇrebu modelu DHS stab.

Obr´ azek 11.5: Rozloˇzen´ı redukovaného napˇet´ı σHM H na skluzném hˇrebu v pˇr´ıpadˇe DHS nestab.

Obr´ azek 11.6: Rozloˇzen´ı redukovaného napˇet´ı σHM H na dlaze u DHS stab (vlevo) a DHS nestab.

65

´ ˚ 11. PREZENTACE VYSLEDK U Redukované napˇet´ı σHM H v dˇr´ıc´ıch skluzn´ ych hˇreb˚ u systému PCCP v pˇr´ıpadˇe stabiln´ı zlomeniny dosahuje maximáln´ı hodnoty 416 MPa (obr. 11.7). Z rozloˇzen´ı maximáln´ıho hlavn´ıho napˇet´ı σ1 a minimáln´ıho hlavn´ıho napˇet´ı σ3 (obr. 11.8) je moˇzno usuzovat na kombinaci ohybového a tahového namáhán´ı dˇr´ık˚ u hˇreb˚ u. Je zde téˇz patrn´ y vliv koncentrátoru napˇet´ı v m´ıstˇe osazen´ı hˇrebu.

Obrázek 11.7: Redukované napˇet´ı σHM H ve skluzn´ ych hˇrebech modelu PCCP stab.

Obrázek 11.8: Maxim´ aln´ı hlavn´ı napˇet´ı σ1 (vlevo) a minimáln´ı hlavn´ı napˇet´ı σ3 ve skluzn´ ych hˇrebech modelu PCCP stab.

Rozloˇzen´ı redukovaného napˇet´ı σHM H u skluzn´ ych hˇreb˚ u systému PCCP v pˇr´ıpadˇe nestabiln´ı zlomeniny (model PCCP nestab) nedoznává v´ yrazn´ ych zmˇen, jeho maximáln´ı hodnota vˇsak vzr˚ ustá na 587 MPa (obr. 11.9), coˇz pˇribliˇznˇe odpov´ıdá mezi u ńavy titanové slitiny Ti6Al4V. Oproti maximáln´ımu redukovanému napˇet´ı ve skluzném hˇrebu systému DHS je vˇsak pˇribliˇznˇe o 30 % niˇzˇs´ı. Rozloˇzen´ı redukovaného napˇet´ı σHM H v dlaze u anal´ yz PCCP stab i PCCP nestab je znázornˇeno na obr. 11.10. Zde se maximáln´ı redukované

66

´ ˚ 11. PREZENTACE VYSLEDK U napˇet´ı pohybuje okolo 300 MPa v pˇr´ıpadˇe stabiln´ı a okolo 400 MPa v pˇr´ıpadˇe nestabiln´ı zlomeniny.

Obr´ azek 11.9: Rozloˇzen´ı redukovaného napˇet´ı σHM H na skluzn´ ych hˇrebech u PCCP nestab.

Obr´ azek 11.10: Rozloˇzen´ı redukovaného napˇet´ı σHM H na dlaze u PCCP stab (vlevo) a PCCP nestab.

11.3. Redukovan´ e pˇ retvoˇ ren´ı εHM H Rozloˇzen´ı redukovaného pˇretvoˇren´ı εHM H ve spongiosn´ı kosti proximáln´ıho fragmentu u anal´ yzy DHS stab je zobrazeno na obr. 11.11. Maximáln´ı pˇretvoˇren´ı je na hranici spongiosn´ı a kortikáln´ı kostn´ı tkánˇe, pˇretˇeˇzován´ı kosti je patrné i v oblasti u ˇcela závitu, kde redukované pˇretvoˇren´ı dosahuje hodnoty 0,03. Z rozloˇzen´ı maximáln´ıho hlavn´ıho pˇretvoˇren´ı ε1 a minimáln´ıho hlavn´ıho pˇretvoˇren´ı ε3 (obr. 11.12) jsou patrné oblasti tahového a tlakového namáhán´ı. V pˇr´ıpadˇe nestabiln´ı zlomeniny (model DHS nestab) lze pozorovat nár˚ ust maximáln´ıch hodnot redukovaného pˇretvoˇren´ı εHM H (obr. 11.13). V m´ıstˇe kontaktu spongiosn´ı kosti 67


Obrázek 11.11: Rozloˇzen´ı redukovaného pˇretvoˇren´ı εHM H ve spongiosn´ı kosti proximáln´ıho fragmentu u modelu DHS stab.

Obrázek 11.12: Maxim´ aln´ı hlavn´ı pˇretvoˇren´ı ε1 (vlevo) a minimáln´ı hlavn´ı pˇretvoˇren´ı ε3 ve spongiose proxim´ aln´ıho fragmentu modelu DHS stab.

Obrázek 11.13: Rozloˇzen´ı redukovaného pˇretvoˇren´ı εHM H ve spongiosn´ı kosti proximáln´ıho fragmentu u modelu DHS nestab.

68

´ ˚ 11. PREZENTACE VYSLEDK U a dˇr´ıku skluzného hˇrebu v bl´ızkosti lomové plochy je téˇz patrn´ y vznik oblasti v´ yraznˇe namáhané na tah. Obr. 11.14 znázorˇ nuje rozdˇelen´ı redukovaného pˇretvoˇren´ı εHM H pˇri pouˇzit´ı systému PCCP na proximáln´ım femuru se stabiln´ı zlomeninou (model PCCP stab). Maximáln´ı hodnoty jsou pˇribliˇznˇe o polovinu vyˇsˇs´ı neˇz pˇri pouˇzit´ı systému DHS, v ˇrezu je patrn´ y vznik nˇekolika lokáln´ıch extrém˚ u, které jsou situovány v okol´ı hrot˚ u na ˇcelech a téˇz podél hran samoˇrezn´ ych bˇrit˚ u obou hˇreb˚ u. Na obr. 11.15 je pak znázornˇeno rozdˇelen´ı maximáln´ıch a minimáln´ıch pˇretvoˇren´ı v proximáln´ım fragmentu.

Obr´ azek 11.14: Rozloˇzen´ı redukovaného pˇretvoˇren´ı εHM H ve spongiosn´ı kosti proximáln´ıho fragmentu u modelu PCCP stab.

Obr´ azek 11.15: Maxim´ aln´ı hlavn´ı pˇretvoˇren´ı ε1 (vlevo) a minimáln´ı hlavn´ı pˇretvoˇren´ı ε3 ve spongiose proximáln´ıho fragmentu modelu PCCP stab.

Zmˇena stabiln´ı zlomeniny na zlomeninu nestabiln´ı (model PCCP nestab) je spojena s nár˚ ustem hodnot redukovaného pˇretvoˇren´ı a zvˇetˇsen´ım oblast´ı patologicky pˇretˇeˇzované

69


Obrázek 11.16: Rozloˇzen´ı redukovaného pˇretvoˇren´ı εHM H ve spongiosn´ı kosti proximáln´ıho fragmentu u modelu PCCP nestab.

Obrázek 11.17: Rozloˇzen´ı redukovaného pˇretvoˇren´ı εHM H ve spongiosn´ı kosti distáln´ıho fragmentu u modelu DHS stab.

kostn´ı tkánˇe. Maximáln´ı hodnoty jsou srovnatelné s hodnotami u systému DHS, jejich rozloˇzen´ı v okol´ı skluzn´ ych hˇreb˚ u je vˇsak v´ yraznˇe odliˇsné (obr. 11.16). Maximáln´ı hodnoty redukovaného pˇretvoˇren´ı ve spongiosn´ı kostn´ı tkáni distáln´ıho fragmentu modelu DHS stab jsou na hranici spongiosy, dˇr´ıku hˇrebu a lomové plochy a dosahuj´ı velikosti 0,057 (obr. 11.17). Jejich p˚ uvod je v tlakovém namáhán´ı od dˇr´ıku hˇrebu, jenˇz se vlivem diskontinuity ve spongiose op´ırá o hranu fragmentu. U modelu DHS nestab dosahuje maximáln´ı redukované pˇretvoˇren´ı pˇribliˇznˇe stejn´ ych hodnot jako u modelu DHS stab, jeho extrémy jsou vˇsak situovány na jin´ ych m´ıstech, coˇz je d˚ usledkem zmˇenˇené geometrie spongiosy v distáln´ım fragmentu, konkrétnˇe velikosti kontaktn´ı plochy spongiosy a dˇr´ıku hˇrebu (obr. 11.18). Hodnoty redukovaného pˇretvoˇren´ı u modelu PCCP stab dosahuj´ı aˇz dvojnásobn´ ych velikost´ı ve srovnán´ı se systémem DHS (obr. 11.19). Lokáln´ı extrémy se nalézaj´ı inferiornˇe 70


Obr´ azek 11.18: Rozloˇzen´ı redukovaného pˇretvoˇren´ı εHM H ve spongiosn´ı kosti distáln´ıho fragmentu u modelu DHS nestab.

Obr´ azek 11.19: Rozloˇzen´ı redukovaného pˇretvoˇren´ı εHM H ve spongiosn´ı kosti distáln´ıho fragmentu u modelu PCCP stab.

od distáln´ıho hˇrebu v m´ıstech, kde je vrstva spongiosy velmi tenká a ohraniˇcená distáln´ım hˇrebem a relativnˇe silnou vrstvou kortikály Adamsova oblouku, coˇz má za následek vznik tlakov´ ych napˇet´ı. Globáln´ı maximum je na lateráln´ı stranˇe spongiosy v m´ıstˇe kontaktu dlahy, spongiosy a kortikály. Opˇet je zde patrn´ y vliv styku materiál˚ u s rozd´ıln´ ymi mechanick´ ymi vlastnostmi, nav´ıc zv´ yraznˇen´ y pˇr´ıtomnost´ı koncentrátoru napˇet´ı (obr. 11.20). Pˇr´ıtomnost nestabiln´ı zlomeniny má v kombinaci se systémem PCCP za následek nár˚ ust maximáln´ıch hodnot redukovaného pˇretvoˇren´ı a zvˇetˇsen´ı oblast´ı patologicky pˇretˇeˇzované kostn´ı tkánˇe (obr. 11.21). Extrémn´ı hodnoty redukovaného pˇretvoˇren´ı v kortikáln´ı kostn´ı tkáni se v pˇr´ıpadˇe vˇsech anal´ yz pohybuj´ı okolo hodnot 0,01-0,02 a jsou lokalizovány na lateráln´ı stranˇe diaf´ yzy femuru inferiornˇe od velkého trochanteru. 71


Obrázek 11.20: Rozloˇzen´ı a maxim´ aln´ı hodnota redukovaného pˇretvoˇren´ı εHM H ve spongiosn´ı kosti dist´ aln´ıho fragmentu u modelu PCCP stab.

Obrázek 11.21: Rozloˇzen´ı redukovaného pˇretvoˇren´ı εHM H ve spongiosn´ı kosti distáln´ıho fragmentu u modelu PCCP nestab.

Obrázek 11.22: Rozloˇzen´ı redukovaného pˇretvoˇren´ı εHM H v kortikáln´ı kosti distáln´ıho fragmentu u modelu DHS stab (vlevo) a PCCP stab.

72

Kapitola 12

Z´ avˇ er V´ ysledky uvedené v kapitole 11 poskytuj´ı základn´ı pˇredstavu o rozloˇzen´ı napˇet´ı a deformac´ı v jednotliv´ ych prvc´ıch zkouman´ ych soustav. Skokové zmˇeny materiálov´ ych parametr˚ u na hranic´ıch model˚ u geometri´ı jednotliv´ ych prvk˚ u soustavy a pˇredepsané podm´ınky spojitosti posuv˚ u na hranic´ıch mezi kortikáln´ı a spongiosn´ı kostn´ı tkán´ı jsou d˚ uvodem ke vzniku extrémn´ıch napˇet´ı pozorovateln´ ych napˇr. na obr. 11.11, 11.13, 11.14 a 11.19. Vzhledem k tomu, ˇze nebyly k dispozici detailnˇejˇs´ı informace ohlednˇe m´ıry ovlivnˇen´ı kostn´ı tkánˇe pˇri implantaci, tj. kolik tkánˇe bylo odebráno, kde se soustˇred’uj´ı u ´lomky odvrtan´ ych trámc˚ u spongiosy a jak vypadá skuteˇcná kontaktn´ı plocha, byl pˇredpokládán kontakt po celém povrchu implantátu. O pˇredepsán´ı koeficientu tˇren´ı jiˇz bylo pojednáno v podkapitole 9.6. Soustava byla zat´ıˇzena statick´ ym silov´ ym p˚ usoben´ım, aˇckoli v reálném ˇzivotˇe lze jen tˇeˇzko oˇcekávat, ˇze by pacient s intertrochanterickou frakturou trávil cel´ y den ve stoji na jedné – a nav´ıc zlomené – noze. Naopak je na m´ıstˇe pˇredpoklad, ˇze se bude po operaci pacient pohybovat s oporou a konˇcetinu nebude plnˇe zatˇeˇzovat, coˇz bude m´ıt podstatn´ y vliv na napjatost v proximáln´ım femuru. Ve svˇetle tˇechto poznámek je nyn´ı moˇzno revidovat z´ıskané v´ ysledky. Z rozloˇzen´ı redukovaného napˇet´ı σHM H je patrné, ˇze pouˇzit´ı dvou skluzn´ ych hˇreb˚ u v pˇr´ıpadˇe systému PCCP vede k rovnomˇernˇejˇs´ımu pˇrenosu zat´ıˇzen´ı z obklopuj´ıc´ı kostn´ı tkánˇe na implantát a sn´ıˇzen´ı rizika vzniku mezn´ıho stavu pruˇznosti. Naproti tomu pˇri pouˇzit´ı systému DHS v proximáln´ım femuru s nestabiln´ı zlomeninou vzr˚ ustaj´ı extrémn´ı hodnoty redukovaného napˇet´ı na u ´roveˇ n 90 % meze kluzu slitiny Ti6Al4V. Posoudit implantát vzhledem k neomezené ˇzivotnosti nen´ı moˇzné, protoˇze nen´ı znám pˇresn´ y ˇcasov´ y pr˚ ubˇeh zatˇeˇzován´ı ani procesy, které v kostn´ı tkáni nastávaj´ı v d˚ usledku jej´ı remodelace. Z dostupn´ ych v´ ysledk˚ u lze konstatovat, ˇze riziko vzniku u ńavového lomu skluzného hˇrebu je v pˇr´ıpadˇe DHS systému vˇetˇs´ı neˇz u systému PCCP, nestabilita zlomeniny toto riziko jeˇstˇe zvyˇsuje. Vyˇsˇs´ı hodnoty redukovaného napˇet´ı v dlaze se taktéˇz objevuj´ı u systému DHS, u nˇehoˇz v pˇr´ıpadˇe nestabiln´ı zlomeniny redukované napˇet´ı dosahuje maximáln´ı hodnoty 519 MPa oproti hodnotˇe 400 MPa u systému PCCP. Obˇe hodnoty jsou vˇsak niˇzˇs´ı, neˇz jaké lze pozorovat u skluzn´ ych hˇreb˚ u, u nichˇz by tak potenciáln´ı mezn´ı stavy nastaly dˇr´ıve. Pˇri pohledu na rozloˇzen´ı redukovaného pˇretvoˇren´ı v proximáln´ım fragmentu (obr. 11.11 a 11.13, resp. 11.14 a 11.16) jsou u obou systém˚ u patrné oblasti pˇretˇeˇzované kostn´ı tkánˇe v bl´ızkosti závit˚ u skluzn´ ych hˇreb˚ u. U systému DHS dosahuj´ı maxima hodnot okolo 0,025-0,030, naproti tomu u systému PCCP se maxima pohybuj´ı okolo dvojnásobku aˇz trojnásobku tˇechto hodnot. Tento dramatick´ y nár˚ ust hodnot patrnˇe souvis´ı s profilem 73

závit˚ u, jenˇz je opatˇren tˇremi samoˇrezn´ ymi bˇrity, podél nichˇz se soustˇred’uj´ı lokáln´ı maxima redukovaného pˇretvoˇren´ı. Nav´ıc je ˇcelo závitu zakonˇceno relativnˇe ostr´ ym hrotem (zaoblen´ı ˇcela skluzného hˇrebu systému DHS má polomˇer ˇrádovˇe vˇetˇs´ı), kter´ y se tak stává v´ yznamn´ ym koncentrátorem napˇet´ı. Ve spongiose distáln´ıho fragmentu dosahuje pˇri pouˇzit´ı systému DHS v kombinaci s obˇema typy zlomeniny maximáln´ı redukované pˇretvoˇren´ı hodnot pˇribliˇznˇe 0,056 (obr. 11.17 a 11.18). V porovnán´ı s nimi dosahuje u systému PCCP redukované pˇretvoˇren´ı hodnot pˇribliˇznˇe dvakrát vyˇsˇs´ıch (obr. 11.19 a 11.21). Jako d˚ uvod lze oznaˇcit pozici distáln´ıho hˇrebu, jenˇz je od mediáln´ı plochy femoráln´ıho krˇcku vzdálen pouze 4 mm a spolu s pomˇernˇe silnou vrstvou kortikály v oblasti Adamsova oblouku sv´ırá relativnˇe tenkou vrstvu spongiosy, ve které se následnˇe generuj´ı vysoké hodnoty pˇretvoˇren´ı. V´ ysledky mohou b´ yt v této oblasti zkresleny z d˚ uvodu uvaˇzován´ı homogenn´ıho izotropn´ıho materiálu, avˇsak spongiosn´ı kostn´ı tkán ˇ je v tˇechto m´ıstech tvoˇrena hustou s´ıt´ı trámc˚ u a vykazuje tak odliˇsné mechanické vlastnosti. Podobn´ y fenomén se uplatˇ nuje i v m´ıstech globáln´ıho maxima redukovaného pˇretvoˇren´ı, kde je kostn´ı tkán ˇ taktéˇz zes´ılena hustˇs´ı s´ıt´ı kostn´ıch trámc˚ u. Na základˇe proveden´ ych anal´ yz lze tedy shrnout následuj´ıc´ı poznatky. Pouˇzit´ı dvou skluzn´ ych hˇreb˚ u u systému PCCP sniˇzuje riziko vzniku mezn´ıho stavu pruˇznosti v implantátu. Pouˇzit´ı jednoho skluzného hˇrebu (systém DHS) u femuru s nestabiln´ı zlomeninou vede k nár˚ ustu redukovaného napˇet´ı v hˇrebu na hodnoty bl´ızké mezi kluzu materiálu Ti6Al4V. Efektivnˇejˇs´ıho rozloˇzen´ı redukovaného pˇretvoˇren´ı v kostn´ı tkáni je v pˇr´ıpadˇe stabiln´ı i nestabiln´ı zlomeniny dosaˇzeno pˇri pouˇzit´ı systému DHS. U systému PCCP je vlivem ostr´ ych hran na ˇcelech hˇreb˚ u pˇr´ıtomno v kostn´ı tkáni v´ıce lokáln´ıch extrém˚ u redukovaného pˇretvoˇren´ı o vyˇsˇs´ıch hodnotách, jeˇz tak naznaˇcuj´ı vyˇsˇs´ı riziko proˇrezán´ı závitu. V zájmu dalˇs´ıho pˇribl´ıˇzen´ı v´ ysledk˚ u v´ ypoˇctového modelován´ı k chován´ı reálného proximáln´ıho femuru by bylo vhodné provést dalˇs´ı anal´ yzy s pokroˇcilejˇs´ımi modely materiálu kostn´ı tkánˇe a s uvaˇzován´ım ˇcasovˇe promˇenného zatˇeˇzován´ı. Taktéˇz by bylo vhodné v´ ysledky v´ ypoˇctového modelován´ı podpoˇrit experimenty na reáln´ ych objektech. Z d˚ uvod˚ u ˇcasového limitu a omezen´ ych moˇznost´ı ˇreˇsen´ı z˚ ustává dalˇs´ı postup otevˇren pro pˇr´ıpadnou disertaˇcn´ı práci. V rámci tvorby v´ ypoˇctového modelu, popsané v kapitole 9, byl vytvoˇren model geometrie proximáln´ıho femuru a systém˚ u DHS a PCCP. V téˇze kapitole byl proveden rozbor zatˇeˇzovac´ıch stav˚ u. Realizace v´ ypoˇctového ˇreˇsen´ı byla popsána v kapitole 10 a dosaˇzené v´ ysledky prezentovány v kapitole 11. Celá práce je podpoˇrena reˇserˇsn´ı studi´ı v kapitole 5. Lze tedy konstatovat, ˇze c´ıle práce byly v plném rozsahu splnˇeny.

74

ˇ YCH ´ ˚ A LITERATURY SEZNAM POUZIT ZDROJU [1] ALTIERI, Carmen and others. Biomechanics Of Orthopaedic Fixations [on-line]. Vyd´ ano: 12/2003, [citováno 2012-04-28]. Dostupné z: < http://academic.uprm.edu/mgoyal/materialsdec2003/ ˜ k03orthopaedicfixations.pdf >. 9.6.6 [2] ANSYS. v13.0 product help. 10.5 [3] APICELLA, A., et al. A finite-element model study of occlusal schemes in full-arch implant restoration. Journal of Materials Science: Materials in Medicine, roˇc. 9, ˇc. 4, 191–196, 1998. 9.6.1 [4] MEDIN A.S. Dlahy kyˇceln´ı a kolenn´ı [on-line]. Vydáno: 2011, [citováno 2012-04-28]. Dostupné z: < http://www.medin.cz/dlahy-kycelni-a-kolenni-8537d/ >. 6.13, 6.6.4, 9.6.6 [5] ORTHOPAEDIC TRAUMA ASSICIATION. Fracture and Dislocation Classification Compendium – 2007 [on-line]. Vydáno: 2011, [citováno 2012-04-29]. Dostupné z: < http://www.ota.org/compendium/compendium.html >. 5.1 ˇ ˇ [6] BARTONÍCEK, J., HERT, J. Z´ aklady klinické anatomie pohybového apar´ atu. Maxdorf, Praha, 2004. 256 s. ISBN 8073450178. 6.1, 6.1, 6.2, 6.3, 6.4.1, 6.6, 6.7, 6.4.2, 6.4.3 [7] BAUMGAERTNER, M. R., et al. The value of the tip-apex distance in predicting failure of fixation of peritrochanteric fractures of the hip. Journal of Bone and Joint Surgery – Series A, roˇc. 77, ˇc. 7, 1058–1064, 1995. 9.3 [8] BEARDMORE, Roy. Friction Factors [on-line]. Vydáno: 01/2012, [citováno 2012-04-22]. Dostupné z: < http://www.roymech.co.uk/Useful Tables/Tribology/co of frict.htm >. 9.6.7 [9] BHADESHIA, H. K. D. H. Metallurgy of Titanium and its Alloys [on-line]. Vydáno: 2003, [citováno 2012-05-07]. Dostupné z: < http://www.msm.cam.ac.uk/phasetrans/2004/titanium/titanium.html >. 9.6.6 [10] BIOMET, INC. Biomet Trauma [on-line]. Vydáno: 2012, [citováno 2012-05-01]. Dostupné z: < http://www.biomet.com/trauma/products.cfm?pdid=4&majcid=29& prodid=116 >. 6.15 ´ L. Biomechanick´ [11] BORAK, a studie lidské doln´ı ˇcelisti ve fyziologickém stavu. Vysoké uˇcen´ı technické v Brnˇe, Fakulta strojn´ıho inˇzen´ yrstv´ı, Brno, 2010. 194 s. 9.6.4 [12] BRAMLET, D. G., WHEELER, D. Biomechanical evaluation of a new type of hip compression screw with retractable talons. Journal of orthopaedic trauma, roˇc. 17, ˇc. 9, 618–624, 2003. 6.6.6

75

ˇ YCH ´ SEZNAM POUZIT ZDROJ˚ U A LITERATURY [13] BRANDT, S. E., et al. Percutaneous compression plating (pccp) versus the dynamic hip screw for pertrochanteric hip fractures: Preliminary results. Injury, roˇc. 33, ˇc. 5, 413–418, 2002. 5.3, 6.6.3 [14] BUDINSKI, K. G. Tribological properties of titanium alloys. Wear, roˇc. 151, ˇc. 2, 203–217, 1991. 9.6.7 ´ ´ P. Pertrochanteric hip fracture os[15] CARVAJAL PEDROSA, C., HERNANDEZ CORTES, teosynthesis with percutaneous compression plate. Revista Espanola de Cirugia Ortopedica y Traumatologia, roˇc. 55, ˇc. 1, 2011. 5.3 [16] CHEN, W.-P., et al. Selection of fixation devices in proximal femur rotational osteotomy: Clinical complications and finite element analysis. Clinical Biomechanics, roˇc. 19, ˇc. 3, 255–262, 2004. 5.4, 9.6.1 [17] CHINOY, M. A., PARKER, M. J. Fixed nail plates versus sliding hip systems for the treatment of trochanteric femoral fractures: A meta analysis of 14 studies. Injury, roˇc. 30, ˇc. 3, 157–163, 1999. 5.3 [18] CHIRODIAN, N., ARCH, B., PARKER, M. J. Sliding hip screw fixation of trochanteric hip fractures: Outcome of 1024 procedures. Injury, roˇc. 36, ˇc. 6, 793–800, 2005. 5.3 [19] CUNNINGHAM, D. J., ROBINSON, A. Cunningham’s Textbook of Anatomy. W. Wood, New York, 1914. 1596 s. 6.1, 6.2, 6.3 [20] CURREY, J. Incompatible mechanical properties in compact bone. Journal of theoretical biology, roˇc. 231, ˇc. 4, 569–580, 2004. 9.6.1 ˇ AK, ´ [21] CIH R. Anatomie 1. Grada, Praha, 2001. 497 s. ISBN 8071699705. 6.2, 6.4, 6.4 [22] DUCHEMIN, L., et al. Prediction of mechanical properties of cortical bone by quantitative computed tomography. Medical Engineering and Physics, roˇc. 30, ˇc. 3, 321–328, 2008. 9.6.1 ´ I. Funkˇcn´ı anatomie. Grada, Praha, 2009. 544 s. ISBN 9788024732404. [23] DYLEVSKY, 6.4.2, 9.5 [24] EVANS, E. M. The treatment of trochanteric fractures of the femur. Journal of Bone & Joint Surgery, British Volume, roˇc. 31, 190–203, 1949. 5.1, 6.5 [25] MEDICAL EXPO. Intramedullary femoral nail - TARGON PF [on-line]. [citováno 201205-03]. Dostupné z: < http://www.medicalexpo.com/prod/aesculap/intramedullary-femoral-nails70641-423526.html >. 6.20 [26] FLASH CARD MACHINE, LLC. Human Structure – Anatomy – Lower Extremity Musculature Flashcards [on-line]. Vydáno: 2012, [citováno 2012-05-05]. Dostupné z: < http://www.flashcardmachine.com/human-structureanatomylowerextremitymusculature.html >. 6.4

76

ˇ YCH ´ SEZNAM POUZIT ZDROJ˚ U A LITERATURY [27] AO FOUNDATION. Universal Locking Trochanter Stabilization Plate [on-line]. Vyd´ ano: 2011, [citováno 2012-05-03]. Dostupné z: < https://www2.aofoundation.org/wps/portal/innovation/productdetail? contentUrl=inn/app/2007/plates/Universal Locking Trochanter Stabilization Plate.jsp >. 6.6.6, 6.18 [28] GENDA, E., et al. Normal hip joint contact pressure distribution in single-leg standingeffect of gender and anatomic parameters. Journal of Biomechanics, roˇc. 34, ˇc. 7, 895–905, 2001. 10.4 [29] GOTFRIED, Y. Percutaneous compression plating of intertrochanteric hip fractures. Journal of orthopaedic trauma, roˇc. 14, ˇc. 7, 490–495, 2000. 6.6.5 [30] GRANT, J. A., et al. Artificial composite bone as a model of human trabecular bone: The implant-bone interface. Journal of Biomechanics, roˇc. 40, ˇc. 5, 1158–1164, 2007. 9.6.7 ´ T., et al. Compressive behaviour of bovine cancellous bone and bone analogous [31] GUILLEN, materials, microct characterisation and fe analysis. Journal of the Mechanical Behavior of Biomedical Materials, roˇc. 4, ˇc. 7, 1452–1461, 2011. 5.2, 9.6.1 [32] HELGASON, B., et al. Mathematical relationships between bone density and mechanical properties: A literature review. Clinical Biomechanics, roˇc. 23, ˇc. 2, 135–146, 2008. 5.2 [33] HELWIG, P., et al. Finite element analysis of four different implants inserted in different positions to stabilize an idealized trochanteric femoral fracture. Injury, roˇc. 40, ˇc. 3, 288– 295, 2009. 5.4 [34] HENRY, S. D., DRAGOLICH, K. S., DIMATTEO, N. D. Fatigue Data Book: Light Structural Alloys. ASM International, Praha, 1995. 397 s. ISBN 0871705079. 9.6.6 ˇ J., et al. Comparison of the mechanical properties of both the primary and haversian [35] HERT, bone tissue. Acta Anatomica, roˇc. 61, ˇc. 3, 412–423, 1965. 6.4.1 ´ [36] HORAK, Z., HRUBINA, M., DZUPA, V. Biomechanical analyses of proximal femur osteosynthesis by dhs systém. Bulletin of Applied Mechanics, roˇc. 7, ˇc. 27, 60–65, 2011. 5.4, 9.6.2, 9.6.7 ´ ´ J. Zlomeniny proximáln´ıho femuru a jejich ˇreˇsen´ı. Medic´ına [37] HOZA, P., HALA, T., PILNY, pro praxi, roˇc. 5, ˇc. 10, 393–397, 2008. 1 [38] ORTHOPAEDIC DESIGNS NORTH AMERICA INC. Talon Compression Hip Screw [online]. [citováno 2012-05-02]. Dostupné z: < http://www.odi-na.com/chs.html >. 6.6.6 [39] ORTHOFIX HOLDINGS INC. Operative Technique: The Gotfried PC.C.P for Percutaneous Compression Plating of Pertrochanteric Hip Fractures [on-line]. Vydáno: 2010, [citováno 2012-05-01]. Dostupné z: < http://www.orthofix.com/products/gotfried.asp >. 9.3

77

ˇ YCH ´ SEZNAM POUZIT ZDROJ˚ U A LITERATURY [40] ORTHOFIX HOLDINGS INC. Orthofix – Products [on-line]. Vydáno: 2010, [citováno 2012-05-01]. Dostupné z: < http://www.orthofix.com/intl/products/trauma/trauma/gotfried/index.asp >. 6.6.5 [41] UNIVERSITY OF IOWA. Visible Human Project CT Datasets [on-line]. Vydáno: 2012, [citováno 2012-04-29]. Dostupné z: < https://mri.radiology.uiowa.edu/visible human datasets.html >. 9.2.6, 9.5 [42] JAMA. Ten great public health achievements–united states, 1900-1999. JAMA: The Journal of the American Medical Association, roˇc. 281, ˇc. 16, 1481–1481, 1999. 1 ˇ [43] JANÍCEK, P. Systémové pojet´ı vybraných oboru pro techniky: hled´ an´ı souvislost´ı: uˇcebn´ı texty. CERM, 2007. 682 s. ISBN 97880720455561. 4, 9 [44] JENSEN, J. S. Classification of trochanteric fractures. Acta Orthopaedica Scandinavica, roˇc. 51, ˇc. 5, 803–810, 1980. 5.1 [45] KANEKO, T., et al. Mechanical properties, density and quantitative ct scan data of trabecular bone with and without metastases. Journal of Biomechanics, roˇc. 37, ˇc. 4, 523–530, 2004. 9.6.1, 9.6.3 [46] KELLER, T. S. Predicting the compressive mechanical behavior of bone. Journal of Biomechanics, roˇc. 27, ˇc. 9, 1159–1168, 1994. 9.6.2 [47] KELLY, N., MC GARRY, J. P. Experimental and numerical characterisation of the elastoplastic properties of bovine trabecular bone and a trabecular bone analogue. Journal of the Mechanical Behavior of Biomedical Materials, roˇc. 9, 184–197, 2012. 5.2, 9.6.1 [48] KOKOROGHIANNIS, C., et al. Evolving concepts of stability and intramedullary fixation of intertrochanteric fractures - a review. Injury, roˇc. 43, ˇc. 6, 686–693, 2012. 5.3 [49] KOSYGAN, K. P., MOHAN, R., NEWMAN, R. J. The gotfried percutaneous compression plate compared with the conventional classic hip screw for the fixation of intertrochanteric fractures of the hip. Journal of Bone and Joint Surgery - Series B, roˇc. 84, ˇc. 1, 19–22, 2002. 5.3 [50] KYLE, R. F., GUSTILO, R. B., PREMER, R. F. Analysis of six hundred and twenty-two intertrochanteric hip fractures. a retrospective and prospective study. Journal of Bone and Joint Surgery - Series A, roˇc. 61, ˇc. 2, 216–221, 1979. 5.3, 6.6.3 ´ R. Vývoj materi´ [51] LEGERSKY, al˚ u zubn´ıch implant´ at˚ u. Vysoké uˇcen´ı technické v Brnˇe, Fakulta strojn´ıho inˇzen´ yrstv´ı, Brno, 2009. 55 s. 9.6.6 ´ R. Deformaˇcnˇe napˇet’ov´ [52] LEGERSKY, a analýza praseˇc´ıho femuru. Vysoké uˇcen´ı technické v Brnˇe, Fakulta strojn´ıho inˇzen´ yrstv´ı, Brno, 2011. 75 s. 9.6

78

ˇ YCH ´ SEZNAM POUZIT ZDROJ˚ U A LITERATURY [53] LI, B., ASPDEN, R. Composition and mechanical properties of cancellous bone from the femoral head of patients with osteoporosis or osteoarthritis. Journal of Bone and Mineral Research, roˇc. 12, ˇc. 4, 641–651, 1997. 9.6.2 [54] NARANG MEDICAL LIMITED. Jewett Nail Plate, 135◦ [on-line]. Vydáno: 2008, [citováno 2012-04-30]. Dostupné z: < http://www.ortho.in/dhs-dcs-angled-blade-plates/jewett-nail-platesinstruments/jewett-nail-plate-ss.php >. 6.12 [55] LIU, A. F. Mechanics and Mechanisms of Fracture: An Introduction. ASM International, 2005. 500 s. ISBN 0871708027. 9.6.6 [56] LOTZ, J., GERHART, T., HAYES, W. Mechanical properties of trabecular bone from the proximal femur: A quantitative ct study. Journal of computer assisted tomography, roˇc. 14, ˇc. 1, 107–114, 1990. 9.6.2 [57] LOTZ, J., GERHART, T., HAYES, W. Mechanical properties of metaphyseal bone in the proximal femur. Journal of Biomechanics, roˇc. 24, ˇc. 5, 317–329, 1991. 9.6.2 [58] MABESOONE, Franck. Classification of Trochanteric Fracture Patterns [on-line]. [citováno 2012-04-19]. Dostupné z: < http://www.maitrise-orthop.com/corpusmaitri/orthopaedic/ mo65 trochanteric fracture/index.shtml >. 5.1, 6.5, 6.10, 6.5, 6.11 [59] MARCIAN, Petr and FLORIAN, Zdenˇek and MRAZEK, Michal. Stomatologick´ a biomechanika [on-line]. Vydáno: 2010, [citováno 2012-04-22]. Dostupné z: < http://biomechanika.fme.vutbr.cz/index.php?option=com content& view=category&layout=blog&id=38&Itemid=56&lang=cs >. 6.4.3, 6.9, 9.2.6, 9.6.2, 9.6.5, 9.6.6 [60] PRO-MOTION MEDICAL. Details advertentie Trauma [on-line]. Vydáno: 5/2009, [citováno 2012-05-01]. Dostupné z: < http://www.fractuur.eu/details-advertenties/details-advertentietrauma.html >. 6.14 [61] MIEDEL, R., et al. The standard gamma nail ort he medoff sliding plate for unstable trochanteric and subtrochanteric fractures. a randomised, controlled trial. Journal of Bone and Joint Surgery - Series B, roˇc. 87, ˇc. 1, 68–75, 2005. 5.3 [62] MORGAN, E., BAZRAKTAR, H., KEAVENY, T. Trabecular bone modulus-density relationships depend on anatomic site. Journal of Biomechanics, roˇc. 36, ˇc. 7, 897–904, 2003. 9.6.2 ¨ [63] MULLER, M. E., et al. The comprehensive classification of fractures of long bones. Springer-Verlag, Berlin, 1990. 201 s. ISBN 3540181652. 6.5, 9.2.7 [64] NIEBUR, G. L., et al. High-resolution finite element models with tissue strength asymmetry accurately predict failure of trabecular bone. Journal of Biomechanics, roˇc. 33, ˇc. 12, 1575– 1583, 2000. 5.2

79

ˇ YCH ´ SEZNAM POUZIT ZDROJ˚ U A LITERATURY [65] OGDEN, C. L., et al. Mean body weight, height, and body mass index, united states 1960-2002. Advance Data, ˇc. 347, 1–17, 2004. 9.5 [66] OKEN, O. F., et al. Performance of modified anatomic plates is comparable to proximal femoral nail, dynamic hip screw and anatomic plates: Finite element and biomechanical testing. Injury, roˇc. 42, ˇc. 10, 2011. 5.4 [67] OLSSON, O., CEDER, L., HAUGGAARD, A. Femoral shortening in intertrochanteric fractures. Journal of Bone and Joint Surgery - Series B, roˇc. 83, ˇc. 4, 572–578, 2001. 5.3 [68] OLSSON, O., et al. Biaxial dynamization in unstable intertrochanteric fractures. good experience with a simplified medoff sliding plate in 94 patients. Acta Orthopaedica Scandinavica, roˇc. 68, ˇc. 4, 327–331, 1997. 5.3 [69] PANJWANI, B., SATYANARAYANA, N., SINHA, S. K. Tribological characterization of a biocompatible thin film of uhmwpe on ti6al4v and the effects of pfpe as top lubricating layer. Journal of the Mechanical Behavior of Biomedical Materials, roˇc. 4, ˇc. 7, 953–960, 2011. 9.6.6, 9.6.7 [70] PARKER, M. J. Cutting-out of the dynamic hip screw related to its position. Journal of Bone and Joint Surgery - Series B, roˇc. 74, ˇc. 4, 625, 1992. Cited By (since 1996): 69. 9.3 [71] PELEG, E., et al. A short plate compression screw with diagonal bolts-a biomechanical evaluation performed experimentally and by numerical computation. Clinical Biomechanics, roˇc. 21, ˇc. 9, 963–968, 2006. 5.3 [72] PERVEZ, H., et al. Classification of trochanteric fracture of the proximal femur: A study of the reliability of current systems. Injury, roˇc. 33, ˇc. 8, 713–715, 2002. 5.1 [73] PERVEZ, H., PARKER, M. J., VOWLER, S. Prediction of fixation failure after sliding hip screw fixation. Injury, roˇc. 35, ˇc. 10, 994–998, 2004. Cited By (since 1996): 30. 9.3 [74] PEYSER, A., et al. Percutaneous compression plating versus compression hip screw fixation for the treatment of intertrochanteric hip fractures. Injury, roˇc. 36, ˇc. 11, 1343–1349, 2005. 5.3 [75] ROCKWOOD, C. A., GREEN, D. P., BUCHOLZ, R. W. Rockwood and Green’s Fractures in Adults: Rockwood, Green, and Wilkins’ Fractures, 2 Volume Set. Lippincott Williams, Philadelphia, 2006. 2400 s. ISBN 0781746361. 1, 5.1, 6.6.1, 6.6.3, 6.6.3, 6.6.5, 6.6.6, 6.6.6, 6.16, 6.6.6, 6.6.7, 6.6.8, 9.5 [76] SAN ANTONIO, T., et al. Orientation of orthotropic material properties in a femur fe model: A method based on the principal stresses directions. Medical Engineering and Physics, 2011. 9.6.3, 9.6.4 [77] SCHIPPER, I. B., MARTI, R. K., VAN DER WERKEN, C. Unstable trochanteric femoral fractures: Extramedullary or intramedullary fixation: Review of literature. Injury, roˇc. 35, ˇc. 2, 142–151, 2004. 5.3

80

ˇ YCH ´ SEZNAM POUZIT ZDROJ˚ U A LITERATURY [78] SCHNEIDER, R., et al. Inhomogeneous, orthotropic material model for the cortical structure of long bones modelled on the basis of clinical ct or density data. Computer Methods in Applied Mechanics and Engineering, roˇc. 198, ˇc. 27-29, 2167–2174, 2009. 9.6.3 [79] SKEDROS, J. G., BAUCOM, S. L. Mathematical analysis of trabecular ’trajectories’ in apparent trajectorial structures: The unfortunate historical emphasis on the human proximal femur. Journal of theoretical biology, roˇc. 244, ˇc. 1, 15–45, 2007. 6.8 [80] STRAUSS, E., et al. Helical blade versus sliding hip screw for treatment of unstable intertrochanteric hip fractures: A biomechanical evaluation. Injury, roˇc. 37, ˇc. 10, 984–989, 2006. 5.3 [81] AMERICAN ACADEMY OF ORTHOPAEDIC SURGEONS. Hardware for hip fractures: Screws, plates, and nails [on-line]. Vydáno: 2007, [citováno 2012-05-03]. Dostupné z: < http://www.aaos.org/news/bulletin/dec07/clinical9.asp >. 6.17 [82] SYNTHES. Synthes Know Your Options: Trauma [on-line]. Vydáno: 2011, [citováno 201205-04]. Dostupné z: < http://syntheskyo.com/global trauma kyo/home/submenu.htm?bp=11>. 6.21 [83] TURNER, C. H., BURR, D. B. Basic biomechanical measurements of bone: A tutorial. Bone, roˇc. 14, ˇc. 4, 595–608, 1993. Cited By (since 1996): 686. 9.6 [84] TURNER, C. H., et al. The elastic properties of trabecular and cortical bone tissues are similar: Results from two microscopic measurement techniques. Journal of Biomechanics, roˇc. 32, ˇc. 4, 437–441, 1999. 5.2, 9.6.4 [85] WAYNE STATE UNIVERSITY. Gamma Femoral Nail [on-line]. Vydáno: 2012, [citov´ ano 2012-05-03]. Dostupné z: < http://www.med.wayne.edu/diagradiology/rsna2003/femoral nail 2.htm >. 6.19 [86] VAN EMBDEN, D., et al. The comparison of two classifications for trochanteric femur fractures: The ao/asif classification and the jensen classification. Injury, roˇc. 41, ˇc. 4, 377–381, 2010. 5.1, 6.5, 6.5 [87] VICECONTI, M., et al. Large-sliding contact elements accurately predict levels of boneimplant micromotion relevant to osseointegration. Journal of Biomechanics, roˇc. 33, ˇc. 12, 1611–1618, 2000. 9.6.7 [88] VOSYNEK, P. Deformaˇcnˇe-napˇet’ov´ a analýza povrchové n´ ahrady kyˇceln´ıho kloubu. Vysoké uˇcen´ı technické v Brnˇe, Fakulta strojn´ıho inˇzen´ yrstv´ı, Brno, 2008. 89 s. 9.6.2, 10.4 [89] WANG, C. J., et al. Finite element analysis of a gamma nail within a fractured femur. Medical Engineering and Physics, roˇc. 20, ˇc. 9, 677–683, 1998. 5.4, 9.6.1, 9.6.2

81

ˇ YCH ´ SEZNAM POUZIT ZDROJ˚ U A LITERATURY [90] WINDOLF, M., et al. Is a helical shaped implant a superior alternative to the dynamic hip screw for unstable femoral neck fractures? a biomechanical investigation. Clinical Biomechanics, roˇc. 24, ˇc. 1, 59–64, 2009. 5.3 [91] WIRTZ, D. C., et al. Concept and development of an orthotropic fe model of the proximal femur. Journal of Biomechanics, roˇc. 36, ˇc. 2, 289–293, 2003. 9.6.3 [92] WOLFF, J. Das Gesetz der Transformation der Knochen. A. Hirschwald, Berlin, 1892. 300 s. ISBN 9783868056488. 6.4.2 [93] YANG, H., MA, X., GUO, T. Some factors that affect the comparison between isotropic and orthotropic inhomogeneous finite element material models of femur. Medical Engineering and Physics, roˇc. 32, ˇc. 6, 553–560, 2010. 9.6.3, 9.6.4 [94] YILDIZ, F., et al. Wear and corrosion behaviour of various surface treated medical grade titanium alloy in bio-simulated environment. Wear, roˇc. 267, ˇc. 5-8, 695–701, 2009. 9.6.7 [95] YOSHIDA, H., et al. Three-dimensional dynamic hip contact area and pressure distribution during activities of daily living. Journal of Biomechanics, roˇc. 39, ˇc. 11, 1996–2004, 2006. 10.4 [96] YOSIBASH, Z., TRABELSI, N., MILGROM, C. Reliable simulations of the human proximal femur by high-order finite element analysis validated by experimental observations. Journal of Biomechanics, roˇc. 40, ˇc. 16, 3688–3699, 2007. 5.2, 9.6.2

82

ˇ YCH ´ ˚ SEZNAM POUZIT ZKRATEK A SYMBOLU Symbol E µ A σmax σk σc KIc f σHM H εHM H

Fyzikáln´ı rozmˇer [MPa] [–] [%] [MPa] [MPa] [MPa] [MPa.m1/2 ] [–] [MPa] [–]

Veliˇcina Young˚ uv modul pruˇznosti Poissonovo ˇc´ıslo Taˇznost Mez pevnosti Mez kluzu Mez u ńavy Lomová houˇzevnatost pˇri statickém namáhán´ı I modem Koeficient smykového tˇren´ı Redukované napˇet´ı Redukované pˇretvoˇren´ı

83

KONCE FEMURU SE SKLUZOV 0 6M H 0 9EBEM STRAIN STRESS ANALYSIS OF PROXIMAL FEMUR WITH DYNAMIC HIP PLATE

Recommend Documents