Systems. Methods. Technologies 4(36) 2017

Systems Methods Technologies. V.Yu. Skeeba et al. Mode of deformation … 2017 № 4 (36) p. 93-102 94 Введение Важнейшей задачей при разработке различных ва - риантов конструкций протезов коленного сустава яв - ляется обозначение распределения полей напряжений и деформаций в условиях многоциклового усталост - ного воздействия . Физическое моделирование биоме - ханического поведения биологических объектов с натурными измерениями действующих нагрузок не представляется возможным . Решение указанной про - блемы возможно посредством применения численного моделирование методом конечных элементов с ис - пользованием средств многоцелевого программного комплекса ANSYS. Коленный сустав , по своей сути , является не только крупнейшим , но и одним из самых сложных и уязви - мых суставов опорно - двигательной системы человека , и состоит из тибио - феморального и пателло - феморального суставов . Он образован мыщелками и надколенниковой поверхностью бедренной кости , верхней суставной поверхностью большеберцовой кос - ти и суставной поверхностью надколенника . Человече - ское колено , выдерживая высокие силовые нагрузки и моменты , расположено между двух самых длинных рычагов тела ( бедренной и большеберцовой кости ), что делает его особенно восприимчивым к травмам . Анализ движения в любом суставе требует исполь - зования кинематических данных . Кинематика опреде - ляет диапазоны перемещений конструктивных элемен - тов и описывает поверхности движения сустава в трех плоскостях : фронтальный ( коронарной или продоль - ной ), сагиттальной и поперечной ( горизонтальной ) ( рис . 1). Рис . 1. Главные плоскости организма человека и степени свободы движения коленного сустава Клинические измерения диапазона движения суста - ва определяют анатомическую позицию , такую как нулевое положение для начала измерения . Существуют и другие классификации и описатель - ные системы [1–5], но наибольшее распространение среди клинических исследований получила анатомиче - ская система референции . В большеберцово - бедренном сочленении движение происходит во всех трех плоскостях , но наибольший диапазон движения приходится на сагиттальную плос - кость . Движение в этой плоскости от полного разгиба - ния до полного сгибания колена составляет от 0° до приблизительно 140°. Диапазон движения большебер - цово - бедренного сустава в сагиттальной плоскости при ровной ходьбе был измерен с помощью электрогонио - метра и описан в [6, 7]. Полное или почти полное раз - гибание было отмечено в начале фазы (0 % цикла ), в позиции при опоре на пятку , и в конце фазы , в позиции до подъема пальцев ( около 60 % цикла ) ( рис . 2). Мак - симальное сгибание ( приблизительно 60°) было отме - чено в середине этапа переноса ноги . Рис . 2. Диапазон движения большеберцово - бедренного сустава в сагиттальной плоскости во время ходьбы по ровной поверхности . Затененная область — дисперсия результатов натурного эксперимента Движение в поперечной и фронтальной плоскостях во время ходьбы изучалось в работах [8–14]. Принимая во внимание представленные материалы , а также нормативные схемы испытания имплантатов для хирургии [15–21], была выбрана следующая кине - матическая и силовая модель поведения эндопротеза коленного сустава ( КС ). На рис . 3 представлена рас - четная схема КС , в которой применяются следующие термины и определения : 1) передне - заднее смещение (PZ смещение ): смеще - ние оси осевой силы от оси сгибания / разгибания , из - меренное в направлении , перпендикулярном к обеим осям . Смещение считается равным нулю , когда эндо - протез КС находится в исходном положении . Исходное положение : угловое и линейное выравнивание тиби - ального / большеберцового компонента КС относи - тельно феморального / бедренного компонента , обес - печивающее статическое равновесие тибиального ком - понента в момент , когда на него относительно фемо - рального компонента приходится нагрузка положи - тельной осевой силы , которая прикладывается вдоль оси осевой силы с наиболее дистальными точками на бедренной опорной поверхности , находящимися на