Teze disertace k získání akademického titulu „ doktor“, ve zkratce Ph ...

ČESKÉ VYSOKÉ UČENÍ TECHNICKÉ V PRAZE
TEZE K DISERTAČNÍ PRÁCI

ČESKÉ VYSOKÉ UČENÍ TECHNICKÉ V PRAZE
Fakulta stavební
Katedra mechaniky
Ing. Aleš Jíra
ŘÍZENÍ VLASTNOSTÍ HYBRIDNÍCH KOMPOZITŮ
ENGINEERING PERFORMANCE OF HYBRID COMPOSITES
Doktorský studijní program: STAVEBNÍ INŽENÝRSTVÍ
Studijní obor: Fyzikální a materiálové inženýrství
Teze disertace k získání akademického titulu „ doktor“, ve
zkratce Ph.D.
Praha, červen 2009
2

Disertační práce byla vypracována v kombinované formě doktorského studia
na katedře mechaniky Fakulty stavební ČVUT v Praze
Uchazeč: Ing. Aleš Jíra
ČVUT v Praze, fakulta stavební, katedra mechaniky
Thákurova 7, 166 29 Praha 6
Školitel: prof. Ing. Miroslav Petrtýl, DrSc.
mechaniky
Fakulta stavební ČVUT
Thákurova 7, 166 29 Praha 6
Školitel - specialista: - (uvést pokud byl jmenován)
- (katedra, ..., ústav AV ČR aj.)
-
Oponenti:
Teze byly rozeslány dne: ..................................
Obhajoba disertace se koná dne v ................ hod. před komisí pro obhajobu disertační práce
ve studijním oboru fyzikální a materiálové inženýrství v zasedací místnosti č. Fakulty
stavební v Praze
S disertací je možno se seznámit na děkanátě Fakulty stavební ČVUT V Praze na oddělení pro
vědeckou a výzkumnou činnost, Thákurova 7, 166 29 Praha 6, místnost C106
prof. Ing. Zdeněk Bittnar, DrSc.
předseda komise pro obhajobu disertační práce
ve studijním oboru
Fyzikální a materiálové inženýrství
Fakulta stavební ČVUT v Praze
Thákurova 7, 166 29 Praha 6
3

1. Cíle práce
Předložená práce je zaměřená na zajištění stability femorální komponenty totální
náhrady kyčelního kloubu.
Dílčí rozdělení cílů:
I. Regulace napětově-deformačního stavu ve stěnách diafýz při aplikaci
kyčelních implantátů – konvergence k fyziologicky přirozeným stavům:
• Způsoby regulace ohybové tuhosti soustavy diafýza-dřík implantátu.
• Snížení štítového účinku rigidních implantátů v kortikální kosti.
II. Zvýšení stability dříku implantátu v dutinách dlouhých kostí:
• Využití přirozené distanční osteogeneze ke stabilizaci implantátů.
• Podpora vzniku vazivové vrstvy v rozhraní kosti a implantátem.
Statistiky revizních operací kyčelního kloubu prokázaly dvě hlavní příčiny reoperací,
tj. uvolnění (nestabilita) femorální komponenty umělé náhrady a uvolnění (nestabilita)
acetabulární komponenty. Nestability dvou hlavních konstrukčních komponent (totálních
náhrad) jsou funkčně vzájemně propojeny. Uvolnění jedné z nich, přispívá k uvolnění druhé
komponenty.
2. Současný stav problematiky
Návrh umělých náhrad lidského skeletu je velmi komplexní problém. Bez dokonalých
znalostí biologického prostředí nelze navrhnout dokonalý implantát. Z porovnání současného
stavu výzkumu, vývoje a klinických aplikací (na příklad kyčelního kloubu a jeho náhrad) je
patrné, že inženýrské koncepce (zaměřené na jejich aplikace in vivo) jsou ve srovnání
s biologickým prostředím – vzorem - silně zaostalé. Za delší dobu než jedno století vývoje
umělých náhrad velkých kloubů, nebylo dosaženo inženýrského produktu, který by se alespoň
v minimálních podobnostech blížil živé tkáni. Soudobé rigidní implantáty sice mají klinické
využívání a opodstatnění, mají však i nedostatky. I když se na příklad rigidní kovové
implantáty budou ještě dlouhou dobu aplikovat, nejsou perspektivní. Aplikace rigidních
kovových implantátů representuje vývojově „dobu železnou“. Snahou materiálového a
biomateriálového inženýrství, jakož i klinické praxe bude stále více se zaměřovat na nové
materiály a na jejich hybridizaci živou pojivovou tkání.
Náhrada kyčelního kloubu bývá indikována zejména pro chronickou bolest nereagující
na konzervativní terapii nebo pro výraznou funkční újmu [12]. Nejčastější indikací je
osteoartróza a revmatoidní artritida. Klinickým projevem obou těchto onemocnění je pocit
slabosti, námahová bolest, klidová bolest a omezení hybnosti. Projekce bolesti je různá- do
hýždě, trochanterické krajiny, třísla, horní části stehna nebo do kolena. Po aplikaci kloubní
náhrady dochází i kontraindikacím, které mohou být celkové nebo lokální. Mezi hlavní
negativa řadí většina praktiků nespolupráci pacienta a stavy kdy nelze předpokládat, že po
operaci bude pacient schopen chůze [13]. K lokálním kontraindikacím patří kožní hnisavé
afekce, furunkuly, bércové vředy a jakékoliv možné zdroje fokální infekce. Kontraindikací se
nerozumí nadváha pacienta ani osteoporóza. U pacientů s nadváhou je však vyšší počet
komplikací a již během výkonu operace a po něm mohou vznikat komplikace. (např. poranění
4

velkých cév, nervů, zlomení stehenní kosti, luxace endoprotézy, omezení hybnosti nebo
nedostatečná funkce endoprotézy atd.). Mezi nejzávažnější a nejpočetnější pozdní komplikace
endoprotéz je aseptické uvolnění. (Obr. 1) Tato uvolnění vznikají z několika příčin.
Působením mikročástic polyetylénu, kovu nebo kostního cementu vzniká granulom z cizích
těles. Růstem granulomu dochází k resorpci kosti na rozhraní implantátu a kosti a vzniku
kostních defektů. Cementované protézy se obvykle uvolňují lineárně- tzn. , že mezi cementem
a kostí vznikne vrstva vazivové tkáně patrná na rentgenogramu jako měkký lem.
Obr 1. Přehled příčin revizních operací [13]
V dutinách dlouhých kostí je stabilita náhrad primárně ovlivněna distribucemi
napjatostních a deformačních polí v kostní tkáni, frekvencemi jejich změn a následně
biochemickými procesy její modelace a její remodelace [15]. Narušení stability může nastat i
v důsledku poruchy genetického řízení remodelace tkáně.
Procesy modelace tkáně jsou spojeny s vytvářením nové kostní tkáně (aposice)
v určitých oblastech diafýz, v nichž před aplikací implantátu tkáň nebyla. Nahrazování staré
kostní tkáně (vzniklé v předchozím limitním cyklu) tkání novou je spojeno s procesy
remodelace tkáně (resorpce – I. fáze remodelace, aposice – II. fáze remodelace). Mnohý a
dostatečně únosný implantát (například kyčelní) nemusí být z hlediska tvaru a druhu
materiálu vždy vhodný pro aplikaci do diafýz, neboť může vyvolat, v některých oblastech
kostní tkáně, stav narušení remodelačního ekvilibria a následkem toho její resorpci. Proto tvar
a druh materiálu musí být takový, aby přenášené dominantní změny napjatostních toků do
tkáně nerušily globální biomechanickou stabilitu kompakty, tj. aby zaručily zachování
hlavního slabě stacionárního stavu – stavu remodelačního ekvilibria, a to v době příslušného
limitního cyklu. Remodelační ekvilibrium je v hlavním slabě stacionárním stavu definováno
koincidencí hlavních směrů makro/mezo struktury (podélných os osteonů) se směrem první
hlavní osy anizotropie a se směrem prvního dominantního hlavního napětí.
Jedním z nejvážnějších problémů po zavedení implantátu a jeho užíváním je resorpce
kostní tkáně v okolí implantátu. Když dlouhodobé změny deformací poklesnou pod dolní
remodelační limit, tj. cca 500 μs (mikrostreinů) nebo v případech dlouhodobého překračování
horního remodelačního limitu 2000 – 2500 μs, dochází k resorbci a k uvolňování dříku
implantátu. Velikost narušení stability dříku implantátu v dutině dřeňového kanálu je úměrná
5

ozsahu resorpce kostní tkáně [4]. Aplikováním MKP lze orientačně predeterminovat
potencionální oblast možné resorpce. Použití této metody je možné jen za podmínky simulace
skutečného fyziologického tvaru diafýzy, korespondujícímu fyziologickému tvaru příslušného
skeletárního prvku (jedince „in vivo“), a to nejčastěji pomocí počítačové tomografie a
transportu dat do softwaru MKP. Dále je nutné simulovat dominantní silové účinky svalů,
které se nejfrekventovaněji podílejí na dominantním zatížení femuru. V současné době
zůstává z hlediska návrhu implantátů nejaktuálnějším a nejproblémovějším úkolem určení
materiálových charakteristik ověřované živé tkáně.
Obr 2. RTG snímek totální endoprotézy levého i pravého kyčelního kloubu [ÚVN
Praha] s ukázkou klasické rigidní totální endoprotézy [fi. Beznoska s.r.o.],
který se používá v současné době
Rozhraní mezi implantátem a kostní tkání je důležitým místem, na kterém závisí
úspěšné fungování implantátu. Reakce kostní tkáně na přítomnost implantovaného materiálu
je závislá na materiálu implantátu, na jeho povrchové úpravě, na velikosti pórů na jeho
povrchu, na relativním pohybu kosti, implantátu a podobně. Nejčastějším projevem
biologického tolerování implantované náhrady je vznik kolagenního pouzdra bez
přítomnosti makrofágů.
3. Metody zpracování
Z hlediska uvedených cílů v předložené práci je třeba problematiku stability dříků implantátů
řešit komplexně, tzn. zaměřit se na:
1. velikosti vnášených sil a ohybových momentů do femorální kosti;
2. druhy aplikovaných rigidních a kvazielastických implantátů (současný stav a
nové aplikace);
3. tvorba matematického modelu femuru pro numerické analýzy;
4. materiálové rozhraní mezi povrchem implantátu a kortikální kosti;
5. podmínky biokompatibility, biotolerance a biokonduktivity zajišťující
stabilitu dříku implantátu v dutině femuru.
Určení silových účinků na diafýzu femuru
Diafýzy dlouhých kostí jsou při pohybu zatěžovány proměnlivými dynamickými
silami a momenty. Jejich velikosti závisejí zejména na uchycení svalů a vazů (Obr 3.), ale i na
6

poloze silových účinků. Mezi dominantní namáhání můžeme zařadit především ohybové
momenty a namáhání ve směru podélné osy dlouhé kosti. Přesné určení těchto sil je velice
komplikované a jejich stanovením se zabývala řada autorů (Brand, Duda [5, 8].). Samotné
stanovení velikostí sil přenášenými svaly je velice obtížné a časově náročné, proto jsme
vycházeli z přibližného a dostatečně ověřeného Fischer-Pauwelsova modelu (Obr 3.)
Obr 3. Vnější silové účinky působící na proximální část femuru vyvozených m.
glutaeus medius, m. mlutaeus minimus a m. piriformis
Druhy aplikovaných rigidních a kvazielastických dříků implantátu
Ve zdravém femuru (bez implantace) se napětí a deformace pohybují ve fyziologicky
přirozených hodnotách, které přirozeně regulují remodelaci kostní tkáně v rozsahu každého
fyziologicky normálního limitního cyklu. Zajišťují tak rovnováhu (stabilitu) celého systému.
Je-li do dutiny femuru zaveden rigidní dřík, dojde k narušení fyziologicky rovnovážného
přenosu sil a momentů. Napjatostní pole ve stěnách diafýzy se fyziologicky (přirozeně)
nedistribují. Implantát, který má modul pružnosti řádově větší než modul pružnosti kortikalis,
působí po zavedení do dutiny femuru jako „napěťový štít“. K vytvořením nového typu
implantátu, jehož vlastnosti se budou co nejvíce blížit materiálovým vlastnostem zdravé a
nenarušené kostní tkáně, se nabízí možnost použití nových kompozitních materiálů s vhodně
(z hlediska vlastností) komponovanými laminami, tj. s plynulým přechodem modulu
pružnosti až na úroveň modulu pružnosti kompaktní kosti, případně povrchovou úpravou
stávajících rigidních implantátů.
Snížení rigidity implantátu, vytvářející „napěťový štít“, je možné dosáhnout pomocí
periferní elastické vrstvy (PEL) aplikované jako vnější obal dříku implantátu. Tato vrstva
vytvářející pružnou enkapsuli, může být z biologického materiálu (kolagen I. typu),
nebiologického materiálu (vrstevnatý nanokompozitní materiál) nebo z hybridního materiálu
obsahujícího biologickou i nebiologickou komponentu. Tato úprava je tvořena například
polymerovou anatomicky adaptabilní vrstvou na bázi cykloolefínu s modulem pružnosti
v rozmezí 0,5 – 1,2 GPa. Takto modifikované dříky implantátů jsou vhodnou variantou pro
povrchové úpravy kloubních náhrad zajišťující jejich biomechanickou stabilitu v důsledku
vzniku silných fyzikálních a biologických vazeb na rozhraní dřík implantátu-kost.
.
7

Obr 4. Schéma kompozitního dříku implantátu s gradientem elastických vlastností
(vlevo) a rigidního dříku s periferní elastickou vrstvou (vpravo)
Optimalizace tvaru diafýzy pro výpočty MKP
Vzhledem k nutnosti použití metody konečných prvků pro řešení šíření napjatosti
v kortikalis, bylo nutné vytvořit geometrický model femorální kosti, do kterého byl následně
implantován dřík kloubní náhrady. Při použití metody konečných prvků je důležité dobře
formulovat problém pomocí okrajových podmínek a vytvořit odpovídající konečně-prvkovou
síť pro danou geometrii [10].
Geometrie femorální kosti použitá v této práci byla získána postupnou segmentací
snímků z počítačové tomografie a vektorizací rastrových „voxel mesh“ modelů.
Obr 5. Schéma postupu tvorby modelu geometrie femuru
Bohužel z počítačové tomografie získáme pouze 2D snímky, které je nutné následně
převést postupným spojováním do 3D. Proto byly snímky převedeny pomocí CAD systému
do vektorové grafiky, z něhož byly vybrané hranice exportovány v DXF formátu do
preprocesoru koneče-prvkového programu LUSAS. Z hraničních bodů, určujících periostální
a endostealní povrch kosti, byly vytvořeny spline křivky modelu v jednotlivých příčných
řezech a dále spojnice jednotlivých příčných řezů po výšce daného úseku. Sítí spline křivek
s jednotnou orientací byly definovány bikubické plochy a následně objemy jednotlivých částí
modelu. Objemy byly diskretizovány prostorovými prvky. Z důvodu složité geometrie a
rozdílných materiálů v jednotlivých oblastech femuru byl model rozdělen do několika částí,
8

které mohly být následně pomocí manuálně mapované sítě rozděleny na potřebný počet
konečných prvků.
Geometrickou náročnost umocňuje nehomogennost materiálu, ze kterého je kost
tvořena a současně křivočará anizotropie. Z důvodu velké časové náročnosti na následný
výpočet, byly jednotlivé vrstvy stehenní kosti (kompaktní a spongiózní část) modelovány jako
homogenní a ortotropní.
Materiálové rozhraní mezi implantátem a kostí
Základní podmínka pro zajištění dlouhodobé stability implantátu v dutině femuru je
vytvoření vazebních polí mezi povrchem implantátu a kortikalis a dále vznik orientované
vazivové tkáně, která je z jedné strany připojena pomocí kovalentních vazeb a vodíkových
můstků (tj. fyzikálních vazeb) k polymerové matrici kompozitu a na druhé straně je připojena
biologickým vazebným polem ke kortikalis (Obr. 6). Na rozhraní mezi kompozitem a
kortikalis dochází k distanční osteogenezi, při které se nově vznikající kortikální kost
přibližuje ke dříku implantátu a obklopuje matrici kompozitního implantátu. Nově vzniklá
kolagenní vlákna pojivové tkáně na rozhraní implantátu a kortikalis se orientují do směrů
dominantních hlavních napětí, v souhlase s principem funkční a strukturální adaptace živé
tkáně na vynucené vnější mechanické/biomechanické účinky.
Obr 6. Plasmatická modifikace povrchové lamely kompozitu atomy kyslíku a dusíku
podporující vznik vazivového vazebního pole zajišťující spojení polymerové
matrice se živou tkání kortikalis
Orientované vazivové tkáně dosáhneme plasmatickou modifikací povrchu implantátu
atomy kyslíku a dusíku. Naší snahou je dosáhnout orientace buněk do směrů dominantních
hlavních napětí, podobně jako tomu je u zdravého femuru. Orientace buněk na povrchu
kompozitního implantátu se dosáhne aplikací metodou SRCO (Structural Regulation of Cell
Orientation, Petrtýl-Adam, 2003) a aplikací mediátorového filmu tvořeného zejména
kolagenem a růstovými hormony. Tento mediátorový film vytvoří pojivovou mikro/mezo
vrstvu mezi plasmaticky modifikovaným povrchem COC a kortikalis.
9

Obr 7. Pojivová vazivová tkáň orientovaná do dominantních směrů hlavních napětí
(Histologický rozbor proveden v patologicko-anatomickém ústavu 1. LF UK a
VFN – prof. MUDr. Ctibor Povýšil, DrSc.)
Podmínky zajišťující stabilitu implantátu
Modelace a remodelace kortikální kosti na rozhraní mezi implantátem a kostí je
ovlivněna dlouhodobými změnami napětí a deformací [15]. Aplikací rigidního implantátu
dojde k výraznému narušení přirozených napjatostně-deformačních stavů a tím k nastartování
komplexních metabolických procesů. Při mechanicky iniciovanému toku extracelularní
tekutiny v lakunách osteocytů, tak dochází ke stimulaci osteoreceptorů (integrínů α , β) a
následně k produkci prostaglandinu PG2, který přispívá k resorbci kortikalis. Naší snahou je
snížit nebo zcela eliminovat resorpční aktivitu v některých lokalitách rozhraní tkáně
s povrchem implantátu. Toho lze dosáhnout na příklad použitím kompozitních dříků případně
speciální povrchovou modifikací. Tyto změny mohou mít výrazný vliv na dlouhodobou
stabilitu implantátu v dutině femuru a mohou i příznivě ovlivnit akceleraci houstnutí kostní
tkáně.
AXIOM I. (o retardaci houstnutí kosti):
Jestliže změny mechanického napětí ve tkáni jsou záporné, (vzhledem k ideálnímu
stacionárnímu stavu), tj. Δp < 0, resp. p < pe, dochází k retardaci houstnutí ve tkáni v okolí
dříku implantátu[15].
10

Obr 8. Závislost rychlosti i-tého metabolického procesu na záporných změnách napětí
(vzhledem k ideálnímu rovnovážnému stavu) při houstnutí kostní tkáně
AXIOM II. (o akceleraci houstnutí kosti):
Jestliže změny mechanického napětí ve tkáni jsou kladné (vzhledem k ideálnímu
stacionárnímu stavu), tj. (Δp > 0, resp. p > pe), dochází k akceleraci houstnutí ve tkáni
v okolí dříku implantátu [15].
Obr 9. Závislost rychlosti i-tého metabolického procesu na kladných změnách napětí
(vzhledem k ideálnímu rovnovážnému stavu) při houstnutí kostní tkáně
Dlouhodobým zatěžováním skeletu (tj. při maximalizaci pohybu, resp. dlouhodobými
změnami napětí/deformací) bude aplikace chemických látek (na příklad léků, hormonů),
jejichž cílem bylo iniciovat houstnutí tkáně v okolí dříku implantátu vysoce účinná. Houstnutí
bude při dostatečném pohybu a fyziologických změnách napětí/deformací akcelerováno.
Dynamické zatěžování kostní tkáně (jako nedílná složka harmonického pohybu) je
nezastupitelným faktorem (iniciátorem a vlivem) podmiňujícím modelaci a/nebo remodelaci
kostní tkáně. Dynamickým zatěžováním lidského skeletu je zintenzívněn účinek chemických
látek (léků, hormonů), potřebných pro tlumení řídnutí kostní tkáně nebo pro akceleraci jejího
houstnutí v okolí dříku implantátu.
.
4. Výsledky
Numerické analýzy, v souhlase se záměry disertace, byly zaměřeny na porovnávání
distribucí napětí v systémech:
1 – zdravá kost bez implantátu
2 – kost s rigidním implantátem
3 – kost s kompozitním implantátem
4 – kost s rigidním implantátem s periferní elastickou vrstvou
Výsledky numerických analýz jsou shrnuty v následujících částech disertace:
4.1.1 – Porovnání modelů zdravá kost, kost-rigidní implantát, kost-kompozitní
implantát.
4.1.2 – Analýza průběhů napětí v systému kompozitní implantát-kost.
11

4.1.3 – Vliv mezilehlé fibrózní vrstvy (na rozhraní implantát-kost) na rozložení
napjatosti.
4.1.4 – Vliv uchycení implantátu v dutině femuru na distribuce napětí v kosti.
4.1.1 Porovnání modelů zdravá kost, kost-rigidní implantát, kostkompozitní
implantát na rozložení napjatosti ve stěnách femuru
Porovnávání šíření napětí stěnami kortikalis bylo provedeno na třech základních
modelech, které simulovaly: zdravou kost, femur s rigidním implantátem a femur
s kompozitním implantátem (Obr 10.). Jednotlivé varianty s implantátem byly posuzovány
s ohledem na vazebné tuhosti mezi dříkem implantátu a okolní kostní tkání. Jako dominantní
napětí se ukázala normálová napětí σy (ve směru osy diafýzy femuru), která byla zjišťována v
jednotlivých segmentech diafýzy a vyhodnocována v transverzálních řezech.
Obr 10. MKP model proximální části zdravého femuru a femuru s implantátem
Redukcí modulů pružnosti až na srovnatelnou hranici s modulem pružnosti kompaktní
kosti, dojde k snížení efektu „napěťového štítu“. Extrémní napětí se přenesou z rozhraní mezi
implantátem a kostní tkání (jak je tomu u rigidních implantátů) do 1-2 vnitřní (centrální)
mediální lamely kompozitu (Obr 12.). Při aplikaci kompozitního implantátu s GEP (majícím
ohybový modul pružnosti povrchových lamel blízký ohybovému modulu pružnosti kompaktní
kosti), je poté dosaženo plynulého přechodu normálového napětí σy z dříku implantátu do
kostní tkáně. Na rozhraní mezi živou tkání a neživým implantátem je dosaženo stejných
hodnot napětí a stejných poměrných deformací jak v implantátu tak v kortikalis. Průběhy
normálových napětí ve stěně kortikalis s kompozitním implantátem jsou téměř identické
s normálovými napětími u zdravé kosti (bez implantátu) a přenos těchto napětí
z kompozitního dříku implantátu do kostní tkáně probíhá téměř po celé délce dříku
implantátu. U rigidního implantátu naopak dochází k největším přenosům zatížení v dolní
polovině dříku a v distální části implantátu dochází k lokálním koncentracím napětí.
Z provedených analýz lze uvést následující dílčí závěry:
12

1. Snížením ohybové tuhosti implantátu (redukcí modulů pružnosti až na srovnatelnou
hranici s kompaktní kostí) dojde k snížení efektu „napěťového štítu“ zhruba o 50% a
extrémní napětí se přenesou z rozhraní mezi implantátem a kostní tkání do 1-2 vnitřní
(centrální) mediální lamely kompozitu.
2. Na rozhraní mezi rigidním implantátem a kostí dochází v dolní třetině dříku
implantátu ke koncentraci normálových napětí a tyto extrémní hodnoty se přenášejí do
kompaktní kosti. Přenosy extrémních hodnot napětí mohou mít za následek
nastartování nežádoucí resorbce (úbytek) kostní tkáně.
normal stress [kPa]
16500
14000
11500
9000
6500
4000
Normal stress σy in a cortical bone - section I
1500
0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10 11
wall of a cortical bone [mm]
normal stress [kPa]
normal stress [kPa]
Normal stress σy in a cotical bone - section II
34500
32000
29500
27000
24500
22000
19500
17000
14500
12000
9500
7000
0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10 11
wall of a cortical bone [mm]
Normal stress σy in a cortical bone - section III
40000
37500
35000
32500
30000
27500
25000
22500
20000
17500
15000
12500
10000
0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10 11
wall of a cortical bone [mm]
sound bonet
rigid implant
composite implant
sound bone
rigid implant
composite implantt
Obr 11. Porovnání normálového napětí σy po tloušťce stěny diafýzy v příčném řezu I, II
a III
3. U varianty kortikalis s rigidním dříkem dochází k velké koncentraci normálového
napětí σy na konci dříku implantátu (řez III) a nerovnoměrnému přechodu napětí do
kostní tkáně.
4. Při aplikaci kompozitního implantátu s GEP (majícím ohybový modul pružnosti
povrchových lamel blízký ohybovému modulu pružnosti kompaktní kosti), je poté
dosaženo plynulého přechodu normálového napětí σy z dříku implantátu do kostní
tkáně. Na rozhraní mezi živou tkání a neživým implantátem je dosaženo stejných
hodnot napětí a stejných poměrných deformací jak v implantátu tak v kortikalis.
5. Vlivem tuhého spojení mezi implantátem a kortikalis jsou posuny a poměrné
deformace v proximálně-distálním směru v příčných řezech plynulé bez náhlých
změn.
6. Při aplikaci kompozitního dříku jsou normálové napětí ve stěně kortikalis téměř
identické s normálovými napětími u zdravé kosti (bez implantátu). Jednotlivá napětí
ve stěně diafýzy s kompozitním implantátem se v žádném ze sledovaných bodů stěny
13

diafýzy femuru neliší o více než 2 MPa. Varianta s rigidním dříkem se na rozhraní
v řezu III tato normálová napětí liší o 5 MPa.
7. U kompozitního dříku dochází k přenosu zatížení z implantátu do kostní tkáně téměř
po celé jeho délce. U rigidního implantátu dochází k největším přenosům zatížení
v dolní polovině dříku a na konci implantátu.
4.1.2 Analýza průběhů napětí v systému kompozitní implantát-kost
Pro stanovení směrů hlavních napětí byla provedena analýza systému kost-kompozitní
(rigidní) implantát. V tomto systému bylo modelováno dokonale tuhé spojení mezi
implantátem a okolní kostní tkání. Z numerických analýz lze uvést následující nejdůležitější
výsledky (kompletní seznam obrázků s distribucemi napjatosti v jednotlivých variantách je
uveden v závěru této práce jako příloha):
Obr 12. Porovnání průběhu napětí σy u modelů s rigidním implantátem (vlevo) a
kompozitním implantátem s GEP (vpravo)
1. rigidní implantát vytváří výrazný napěťový štít a negativně tak odtěžuje okolní kostní
tkáň;
2. kompozitní implantát s plynulým přechodem modulů pružnosti až na úroveň modulu
pružnosti kompaktní kosti, výrazně snižuje efekt napěťového štítu, ke kterému dochází
při implantaci;
3. v obou případech dochází k rotaci dominantního namáhání kolem podélné osy
implantátu a směry hlavních napětí na povrchu implantátu se orientují stejně jako
řetězce osteonů na povrchu diafýzy (Obr 13.).
14

Obr 13. Schematické znázornění směrů dominantních hlavních napětí na povrchu
implantátu na anteriorní (vlevo) a posteriorní (vpravo) straně
Orientace hlavních napětí ve stejném směru jako jsou orientovány osteony na povrchu
kortikális, potvrdila nutnost orientovat řetězce buněk na povrchu implantátu za pomocí
mediátorového filmu a metody SRCO. Řetězce ligamentu orientované do směrů hlavních
napětí budou mít pozitivní vliv na zvýšení stability dříku implantátu v dutině femuru.
4.1.3 Regulace přetvoření stěn diafýzy femuru
Z numerických analýz vyplynulo, že aplikace elastické vrstvy mezi kostní tkání a
rigidním dříkem umělé náhrady velmi výrazně ovlivňuje přetváření stěn femuru při jeho
zatěžování. Při vhodných materiálových vlastnostech mezilehlé vrstvy lze dosáhnout
přetvoření stěn v diafýzách femuru, která se blíží přetvoření stěn zdravé kosti bez implantátu.
Pro numerické studijní analýzy, byla umělá vrstva uvažována o homogenizovaném
modulu pružnosti E = 400-1200 MPa a o tloušťce 0,5-1,2 mm. samotné numerické analýzy
byly zaměřeny na:
a) kompozitní implantát s hybridní enkapsulí;
b) kompozitní implantát bez hybridní enkapsule;
c) rigidní implantát s hybridní enkapsulí;
d) rigidní implantát bez hybridní enkapsule.
Numerickými analýzami bylo prokázáno, že v případě kompozitního implantátu
s periferní elastickou vrstvou (hybridní enkapsulí) dochází k negativnímu přenosu napětí
z dříku implantátu a může tak dojít k podkročení minimálním mezí deformací v kompaktní
kosti na rozhraní implantátu a kosti. V důsledku tohoto negativního zjištění je v následujících
grafech prováděno srovnání bez kompozitního implantátu s periferní vrstvou.
15

Obr 14. Porovnání dominantních normálových napětí ve stěně femuru
Z distribucí napětí v řezu I jsou zřejmé tyto výsledky:
• Rigidní implantát s hybridní enkapsulí (PEL): vlivem použití ligamntové
mezivrstvy dochází u rigidních implantátů ke snížení štítového účinku a současně se
namáhání spongiózní kosti blíží k fyziologicky přirozeným stavům. Na rozhraní
implantát-kost dochází k výraznému poklesu namáhání kostní tkáně v těsné blízkosti
dříku implantátu, napěťové špičky se přesouvají mediálním směrem do dříku
implantátu a zároveň dochází k zvýšení napjatosti ve stěně kortikalis v souladu
s definovanými principy kostní modelace/remodelace (Obr 14).
• Rigidní implantát bez hybridní enkapsule (PEL): štítový účinek rigidního
implantátu bez ligamentu zřetelně eliminuje fyziologicky nutné deformace spongiózní
kosti která následně retarduje. Dochází k nežádoucím koncentracím napětí v kostní
tkáni v blízkém okolí dříku implantátu (Obr 14).
• Kompozitní implantát bez hybridní enkapsule (PEL): ohybová tuhost dříku
kompozitního implantát je výrazně nižší než ohybová tuhost rigidního implantátu, po
jeho implantaci nedochází k extrémním změnám napjatosti ve stěně femuru jako je
tomu u rigidního dříku bez periferní elastické vrstvy. Zároveň nedochází k překročení
mezních remodelačních limitů jak na laterálním okraji femuru, tak na mediálním
rozhraní implantátu s kostí (Obr 14).
16

Obr 15. Porovnání dominantních normálových napětí ve stěně femuru
• Rigidní implantát s hybridní enkapsulí (PEL): účinek štítového efektu se
v posteriorně distálním směru mění, a to tak že v proximálních dvou třetinách narůstá,
zatímco v distální třetině prudce klesá, distribuce (Obr 15).
• Rigidní implantát bez hybridní enkapsule (PEL): v laterální stěně kortikális
dochází k prudkému poklesu namáhání, v mediálním směru napjatost prudce stoupá,
dosahuje extrémních hodnot na rozhraní implantátu s kostí, kde výrazně převyšuje
fyziologickou napjatost (Obr 15).
• Kompozitní implantát bez hybridní enkapsule (PEL): normálové napětí (ve směru
podélné osy diafýzý) ve stěně kortikális pozvolna narůstá v radiálním směru, hodnoty
napětí na vnějším okraji kosti i na rozhraní kosti s implantátem jsou téměř identické
jako u rigidního implantátu s periferní vrstvou a výrazně se blíží přirozeným
fyziologickým stavům napjatosti (Obr 15).
Obr 16. Porovnání dominantních normálových napětí ve stěně femuru
17

• Rigidní implantát s hybridní enkapsulí (PEL): v laterálně distálním směru dochází
k růstu normálových napětí v kortikális, na rozhraní dříku s kostí dochází k výraznému
poklesu napětí až do záporných hodnot, což je způsobeno tlakem konce dříku
implantátu na mediální stěnu diafýzy v důsledku ohybového namáhání a umožnění
mikropohybů dříku v kolagenní enkapsuly (Obr 16).
• Rigidní implantát bez hybridní enkapsule (PEL): v distálním směru dochází
k translaci dominantních normálových napětí z dříku implantátu do stěny femuru,
v důsledku napěťového stínění po celé délce rigidního dříku, dochází na jeho konci
k výraznému zvýšení namáhání v mediální části stěny diafýzy (Obr 16).
• Kompozitní implantát bez hybridní enkapsule (PEL): v úrovni třetího
transverzálního řezu se extrémní hodnoty namáhání se přesunuly z vnitřních lamel
kompozitního dříku v laterálním směru na vnější okraj femorální kosti, kde dosahují
stejných hodnot jako u ostatních variant dříku implantátu. Tato shoda je dána koncem
dříku implantátu, tedy ukončením napěťového stínění všech uvažovaných variant a
dále v distálním směru napjatost pokračuje ve shodě s fyziologicky zdravým femurem
(Obr 16).
4.2 Orientovaná vazivová tkáň a distanční osteogeneze
Plasmatickým modifikováním povrchů COC atomy dusíku (resp. atomy kyslíku) [2],
vznikem kovalentních vazeb a vodíkových můstků bylo dosaženo velmi účinného fyzikálního
propojení živé biologické komponenty (vazivové tkáně) s neživou komponentou
(polymerem). Vzhledem k provázanosti pojivové vazivové tkáně s kortikalis bylo i v širších
souvislostech dosaženo propojení kosrtikalis s polymerním COC materiálem. Zatímco u
plasmaticky nemodifikovaného povrchu COC docházelo k nerovnoměrnému (k
nehomogennímu) vázání kolagenních vláken, u plasmaticky modifikovaného povrchu byl
kolagen rovnoměrně rozdělen a vytvářel rovnoměrnou vrstvu.
Aplikováním polymerové a povrchově plasmaticky modifikované matrice COC dochází
na jejím rozhraní s kortikalis k distanční osteogenesi. Kortikalis se formuje na povrchu staré
kosti. Nová kosrtikalis se netvoří na povrchu implantované matrice, ale obklopuje matrici. U
povrchově plasmaticky modifikovaných vzorků dusíkem (bez předem aplikovaného kolagenu
I. typu a proteoglykanů) vznikla ve všech případech orientovaná vazivová enkapsula
s fibroblasty bez přítomnosti zánětlivých buněk. Rovněž nebyly zjištěny velké histocitární
elementy, které by svým původem pocházely z cizích těles.
Kolagenní vlákna nově vzniklé pojivové tkáně byla orientována ve směrech dominantních
hlavních napětí, jak také vyplynulo z polohy kompozitních vzorků s COC matricí vložených
do diafýz kortikalis femurů prasat. I z tohoto závěru se prokazuje platnost principu funkční a
strukturální adaptace živé tkáně na vynucené mechanické/biomechanické účinky. Nově
vzniklé vazivo bylo spojitě propojeno s kortikalis, ve které probíhala přestavba. Velmi dobře
jsou ve vazivové tkáni viditelné orientované fibroblasty (mající podélné osy orientovány do
směrů dominantních hlavních napětí). Na okraji blíže ke staré kortikalis se vytvořil (Obr 17.)
„náhrdelník“ liniových mononukleárních buněk. V pásmu mezi povrchem polymeru a starou
kortikalis lze velmi dobře rozlišit orientovanou kolagenní tkáň s fibroblasty (cca 25-30%
tloušťky pásma, na straně k povrchu implantátu). Na straně opačné, ke staré kosti, jsou patrné
prekursory krevního původu, preosteoblasty a osteoblasty. Toto subpásmo je zřetelně
celularisované, což predeterminuje následnou a velmi intenzivní osifikaci. Nově vzniklá
kortikalis je normálně mineralizovaná.
18

Obr 17. Rozhraní živé tkáně s polymerovou matricí. Vazivové pole obsahuje
orientované fibriblasty a oblast nematurované tkáně obsahuje populace
preosteoblastů [provedení histologických rozborů prof. MUDr. Ctibor Povýšil,
DrSc. z Patologicko-anatomického ústavu 1. LF UK a VFN]
4.3 Proliferace buněk
Prokázání pozitivního vlivu modifikace na proliferaci buněk, bylo provedeno ve dvou
na sobě nezávislých experimentech. V obou experimentech bylo nasazeno 60 000 buněk
(osteoblasty). Buňky byly pěstovány na testovaných materiálech po dobu sedmi dnů, každý
den byly trypsinizovány a počítány, z tohoto byly generovány růstové křivky [9].
počet buněk
160 000
140 000
120 000
100 000
80 000
60 000
40 000
20 000
0
R ů stové kř ivky osteoblasty
C O C + N + k o l I
C O C + O + k o l I
C O C
Liten
kontrola
den 0 den 1 den 2 den 3 den 4 den 5 den 6 den 7
Obr 18. Růstové křivky osteoblastů pěstovaných na testovaných materiálech [9]
Na materiálu COC s jakoukoli povrchovou úpravou proliferují buňky stejně rychle
jako na kontrolním materiálu (čas zdvojení 121-126 hod), na LITENu proliferují buňky
pomaleji (Obr 18.).
19

5. Závěry
• Aplikace rigidních kyčelních implantátů řádově zvyšuje ohybovou tuhost
biomechanické soustavy „femur-dřík“ a ve svých následcích přispívá ke snížení
fyziologicky přirozených deformací. Tato skutečnost během limitního cyklu
remodelace kostní tkáně přispívá u řady pacientů ke snížení stability dříku v dutině
femuru.
• Eliminaci „štítového efektu“ rigidních implantátů lze uskutečnit použitím
•
kompozitního dříku s gradientem elastických vlastností (GEP) a s modulem pružnosti
v povrchové vrstvě identickým nebo blízkým modulu pružnosti kosti.
Aplikacemi dříků s GEP se pole deformací ve stěnách femuru přibližují deformacím
zdravé diafyzární kosti.
• Povrchové vrstvy kompozitního implantátu a přilehlá část mediální stěny kortikalis (v
oblasti dřeňového kanálu) mají identická (bez náhlého „skoku“) namáhání v tlaku za
ohybu. Je zřejmé, že volbou gradientu elastických vlastností bylo dosaženo shodného
tlakového normálového napětí v živém a v neživém materiálu.
• Velikosti smykových napětí τ nabývají v proximální části kompozitu velmi malých
hodnot.
• Zajištění spojitého namáhání „na rozhraní“ živé tkáně a neživého implantátu (v
důsledku změny gradientu materiálových charakteristik) z biomechanického pohledu
podporuje spojitost metabolických procesů ve tkáni a přispívá k dlouhodobé stabilitě
kompozitních umělých náhrad v diafyzárních kanálech.
• Na povrchových (periferních) laminách je vhodné aplikovat vrstvu mediátorového
filmu, tvořeného kolagenem typu I. Kolagen I přispívá ke zvýšení stability dříku
implantátu, zvláště když je povrch dříku implantátu plasmaticky modifikován.
• Stabilitu umělé náhrady lze zvýšit iontovou implantací jeho povrchu, což přispívá
vzniku fyzikálních vazeb pojivové vazivové tkáně s plasmaticky modifikovaným
povrchem kompozitního implantátu (ligandy ↔ proteiny).
• Stability implantátů lze zvýšit vhodnou povrchovou úpravou jeho povrchu. Ta spočívá
vytvořením mělkých zaoblených drážek, orientovaných do směrů hlavních napětí,
v nichž kolonizující nové populace fibroblastů extrahují kolagen I typu, který váže
implantát ke kostní tkáni.
• Stávající tuhé rigidní implantáty opatřené periferní elastickou, přispívají ke snížení
účinku štítového efektu. Současně dochází k přiblížení se fyziologickým namáháním
kosti.
• Poddajná povrchová periferní vrstva implantátu zabraňuje vzniku lokálních
koncentrací napětí na rozhraní dřík implantátu-kostní tkáň a zajišťuje plynulý přechod
zatížení z implantátu do kortikální kosti.
• Aplikací periferní elastické vrstvy (PEL) rigidního dříku dochází k velmi účinné
regulaci nežádoucího štítového efektu. Regulace spočívá v řízení vlastností periferní
elastické vrstvy. Ve dříku implantátu dochází k poklesu jeho namáhání až o 30%.
Pokles namáhání je doprovázen radiální translací jeho maxima směrem k podélné ose
jeho dříku.
20

• Ve stěně diafýzy se aplikováním PELu (s modulem pružnosti cca 0,4 – 1,2 GPa) pole
napětí blíží k fyziologicky přirozeným polím napětí, která vznikají v zatížené diafýze
před použitím implantátu.
• Aplikováním pružné elastické vrstvy se namáhání kostní tkáně s modifikovaným
dříkem implantátu blíží namáhání kostní tkáně před implantací a přispívá anatomické
adaptaci k variabilní topografii dřeňového kanálu.
• V případech aplikace periferní elastické vrstvy jsou vytvořeny podmínky pro eliminaci
resorpce kostní tkáně. Příznivý nárůst dynamických změn napětí (resp. nárůst
dynamických změn deformací) v kostní tkáni, při aplikaci periferní elastické vrstvy,
přispívá k urychlení metabolických procesů během pooperační terapie, k houstnutí
kostní tkáně a ke zvýšení biomechanické stability dříku ve dřeňovém kanálu.
• Femorální dříky s elastickou vrstvou také přispívají ke stabilitě acetabulární
komponenty kyčelní jamky.
• Přítomnost kolagenní mediátorové vrstvy vázané k elastickému povrchu implantátu
přispívá také k eliminaci hlubokých infekcí (nekróz).
Souhrnné komplexní závěry:
[A]
Z provedených analýz je zřejmé, že kompozitní dříky s gradientem elastických vlastností a
s povrchovou úpravou dříku implantátu jsou vhodnými náhradami velkých kloubů s ohledem
na jejich dlouhodobou stabilitu oproti stávajícím rigidním implantátům.
[B]
Negativní vliv rigidních dříků umělých náhrad lze snížit vytvořením periferní elastické vrstvy.
Tato vrstva výrazně snižuje štítový účinek a přispívá k delší životnosti rigidního implantátu.
[C]
Výše uvedenými úpravami (kompozitní dřík implantátu, periferní vrstva, atd.) lze snížit příčiny
poruch a následných revizních operací jako například uvolnění dříku (21% z celkového počtu
důsledků vedoucích k reoperaci), recidivující luxace (6%), oteolýza (5%) apd.
21

6. Přehled použité literatury
[1] Adam M., Bastl Z., Petrtýl M., Jíra A.: Regulators of cennective properties at
collagen fibers, Biomechanics of Man 2004, CZ
[2] Bastl Z. et al.: Surface modification of COC-LLDPE copolymer blends,
Journal of Colloid and interface Science, in preparation
[3] Bastl Z., Petrtýl M, Adam M., Kruliš Z., Barešová V.: Predetermined
Regulation of Bioadhesion of Connective Tissue to the Polymer Composite
Replacements, Mechanobiology of Cells and Tissue Regeneration, Leuven
(BE), 57-61, 2005
[4] Bergmann G., Graicher F., Rohlmann A, Verdonschot N., van Lenthe G.H.:
Frictional heating of total hip implants, part 1: measurements in patients, Jurnal
of Biomechanics, 34, 2001, 429-435
[5] Brand R.A., Pedersen D.R., Friederich J.A.: The sensitivity of muscule force
predictions to changes in physiological cross-section area, Journal of
Biomechanics 1986, 19, 589-596
[6] Cowin C., Doty B.S.: Tissue Mechanics, Springer Science, 2007
[7] Čech O., Pavlanský R., Aploplastika kyčelnho kloubu, Avicentrum, Praha
1979
[8] Duda,G.N., Heller, M., Albinger, J., Schulz, O., Schneider, E., Claes, L.:
Influence of muscle forces on femoral strain distribution. J Biomech, 1998,
31, 841-846.
[9] Hulejová H., Šenolt L., Kruliš Z., et al.: In vitro study of biotoleration of
cycloolefin copolymer/polyethylene blend, TERMIS-EU, Tissue Engineering,
London, 2007
[10] Kršek P., Křupa P.: 3D rekonstrukce lidských tkání z CT/MR dat pro
lékařské a biomechanické aplikace, JMO 10/2001
[11] Kruliš Z., Starý Z., Petrtýl M., Navrátilová M., Řihoškova V., Hulejová H.:
„Cycloolefine copolymer – new materiál for skeleton implants“, In: Proc. XIX.
Meeting of the Federation of the European Connective Tissue Societies,
Taormina – Giardini Naxos, Italy, 9.-13. July 2004
[12] Malchau, P. Herberts, P. Söderman, A. Odén: Prognosis of Total Hip
Replacemen, Congress AAOS, USA
[13] Národní registr kloubních náhrad 2006, Koordinační středisko pro resortní
zdravotnické informační systémy, Praha, 2006
[14] Petrtýl M., Hruška J., Adam M., Pešáková V., Kruliš Z.: Biotolerant
composites with a polyethylene matrix, Engineering Mechanics, Vol. 9, No. 2,
pp. 5 – 14, 2002
[15] Petrtýl M., Danešová J.: Limitní cykly vzniku, funkční stability a zániku kostní
tkáně v jejím objemovém elementu, Osteologický bulletin, roč. 5, č. 4, str. 123-
130, 2000
[16] Petrtýl M., Danešová J..: The Basic Regulators of Bone Reconstruction,
Journal of Musculoskeletal & Neuronal Interactions, 215-218, 2004
22

[17] Petrtýl M., Jíra A., Danešová J.: Composite Stems of Hip Replacements with
the Gradient of Elastic Properties (GAP), International Journal of Health Care
Engineering, vol. 2, no. 12, s. 160-162, 2004
[18] Raisz L.G., Rodan G.A.: Principles of Bone Biology, Academic Press, San
Diego, 2002
[19] Štědrý V.: Totální endoprotéza kyčelního kloubu, doporučené postupy pro
praktické lékaře, 2002
[20] Tencer A. F., Johnson K. D.: Biomechanics in Orthopedic Trauma in Bone
Fracture and Fixation, USA, 1994
[21] Valenta J. a kol.: Biomechanika, vědecká monografie, Academia, Praha, 1985
23

7. Seznam publikací disertanta vztažených k tématu disertační
práce
[1] Petrtýl, M. - Jíra, A. - Danešová, J.: Composite Stems of Hip Replacements with
Gradient of Elastic Properties (GEP). In The 7th Conference of the ESEM.
Belfast, p. 154. ISBN 3-598-11629-2, (autorství 60%)
[2] Petrtýl, M. - Jíra, A.: Hip Replacements of the 2nd Generation. In Engineering
Mechanics 2003. Prague, 2003, p. 163-166. ISBN 80-86246-18-3, (autorství 70%)
[3] Petrtýl, M. - Jíra, A. - Danešová, J. - Kruliš, Z. - Horák, Z.: Cycloolefine
Copolymers with Collagen Mediators. In Polymeric Materials. Halle: Druck-Zuck
GmbH, 2004, p. 11. ISBN 3-928466-68-2, (autorství 30%)
[4] Petrtýl, M. - Jíra, A.: Biotoleration of Cycloolefin Copolymer and Its Blends "in
vitro". In XIXth Meeting of the Federation of the European Connective Tissue
Societies. Messina, 2004, p. 62-63, (autorství 40%)
[5] Petrtýl, M. - Danešová, J. - Jíra, A. - Bastl, Z. - Kruliš, Z. - et al.: Suspensory
Ligament System of Composite Replacements. In Human Biomechanics 2006.
Brno, 2006, p. 164-165. ISBN 80-214-3232-2, (autorství 30%)
[6] Jíra, A. - Petrtýl, M.: Influence of Biophysical Interface on Stability of Implant
Stem. In Engineering Mechanics 2006. Prague, 2006, p. 146-147. ISBN 80-86246-
27-2, (autorství 70%)
[7] Petrtýl, M. - Jíra, A.: Efect of the "Shield Effect" on the Stress States in the
Femur Wall. [Unpublished Lecture]. Společnost pro výzkum pojivových tkání,.
2004-10-13, (autorství 70%)
[8] Jíra, A. - Petrtýl, M.: Elimination/Minimalization of Stress Shields Created by
Rigid Hip Protheses. [Unpublished Lecture]. Society fo Connective Tissue. 2008-
04-05, (autorství 70%)
[9] Jíra, A. - Petrtýl, M. - Danešová, J.: Minimalizace štítového účinku rigidních
implantátů. In Contributions to numerical and experimental investigation of
building materials and structures. Praha, 2008, s. 149-155. ISBN 978-80-01-04060-
7, (autorství 60%)
[10] Petrtýl, M. - Jíra, A.: Hip Replacements with the Gradient of Elastic Properties -
How to Eliminate a Shield Effect of Rigid Replacements. In Biomechanics of
Man 2004 [CD-ROM]. Pilsen, 2004, p. 79. ISBN 80-7043-315-9, (autorství 70%)
[11] Petrtýl, M. - Danešová, J. - Jíra, A.: Regulators of Connective Properties at
Collagen Fibres. In Biomechanics of Man 2004 [CD-ROM]. Pilsen, 2004, p. 81.
ISBN 80-7043-315-9, (autorství 60%)
[12] Jíra, A. - Petrtýl, M. - Danešová, J.: How to Minimize the "Stress Shield" of Rigid
Hip Replacements. In The 1st IMACS International Conference on Computational
Biomechanice and Biology [CD-ROM]. Pilsen, 2007, (autorství 60%)
[13] Jíra, A. - Petrtýl, M. - Bastl, Z.: Interaction Between the Implanted Stem and
Wall of Femoral Diaphyses. In Human Biomechanics 2008 [CD-ROM]. Praha,
2008, p. 41-42. ISBN 978-80-01-04163-5, (autorství 70%)
24

[14] Jíra, A. - Petrtýl, M.: Influence of Rigidity of Hip Replacements upon the Stress
State in the Walls of Femoral Diaphysis with Regard of Bending Stiffness
between Replacement and Bone Tissue. In Proceedings of Workshop 2006 [CD-
ROM]. Prague: CTU, 2006, ISBN 80-01-03439-9, (autorství 70%)
[15] Jíra, A. - Petrtýl, M.: Influence of Collagen Mediator Films between the Surface
of Composite Replacements and Cortical Bone on Stress Distributions. In 9th
International Scientifical Conference - Applied Mechanics 2007 [CD-ROM].
Ostrava: Technická univerzita, 2007, (autorství 70%)
[16] Jíra, A. - Petrtýl, M.: Influence of Biophysical Interface on Stability of Implant
Stem. In Engineering Mechanics 2006 [CD-ROM]. Prague, 2006, ISBN 80-86246-
27-2, (autorství 70%)
[17] Jíra, A.: Řízení elastických vlastností implantátů. In Juniorstav 2004 [CD-ROM].
Brno: VUT v Brně, Fakulta stavební, 2004, ISBN 80-214-2560-1, (autorství 100%)
[18] Petrtýl, M. - Kruliš, Z. - Bastl, Z. - Horák, Z. - Adam, M. - et al.: B-P Suspensions
of Knee Replacements in the Tibial Cavity. Pohybové ústrojí. 2006, vol. 12, no. 3-
4, p. 240-242. ISSN 1210-7182, (autorství 20%)
[19] Petrtýl, M. - Jíra, A. - Danešová, J.: Composite Stems of Hip Replacements with
the Gradient of Elastic Properties (GAP). International Journal of Health Care
Engineering. 2004, vol. 2, no. 12, p. 160-162. ISSN 0928-7329, (autorství 60%)
[20] Petrtýl, M. - Jíra, A.: Kyčelní implantáty 2. generace. Pohybové ústrojí. Pokroky
ve výzkumu, diagnostice a terapii. 2004, roč. 9, č. 1-2, s. 70-79. ISSN 1212-4575,
(autorství 70%)
[21] Petrtýl, M. - Jíra, A.: Hip Replacements of the Second Generation. Engingineering
Mechanics. 2005, vol. 11, no. 6, p. 429-440, (autorství 70%)
[22] Petrtýl, M. - Danešová, J. - Adam, M. - Bastl, Z. - Jíra, A. - et al.: Některé základní
aspekty zabezpečující účinnou a dlouhodobou stabilitu kompozitních kyčelních
implantátů. Pohybové ústrojí. Pokroky ve výzkumu, diagnostice a terapii. 2005,
roč. 11, č. 3-4, s. 153-162. ISSN 1212-4575, (autorství 40%)
[23] Jíra, A. - Petrtýl, M.: Periferní elastická/poroelastická vrstva rigidního
[24]
implantátu. Pohybové ústrojí. Pokroky ve výzkumu, diagnostice a terapii. 2008,
roč. 15, č. 3-4, s. 210-217. ISSN 1212-4575, (autorství 70%)
Jíra, A. - Petrtýl, M.: Negativní účinek "štítového efektu" rigidních kyčelních
implantátů na napětí ve stěně femuru. Pohybové ústrojí. Pokroky ve výzkumu,
diagnostice a terapii. 2004, roč. 10, s. 21-23. ISSN 1212-4575, (autorství 70%)
[25] Jíra, A. - Petrtýl, M.: How to Regulate the Bending Rigidity of Femoral
Diaphyses. Pohybové ústrojí. Pokroky ve výzkumu, diagnostice a terapii. 2008,
vol. 15, no. Suppl., p. 357-358. ISSN 1212-4575, (autorství 70%)
[26] Jíra, A. - Petrtýl, M. - Bastl, Z.: Interaction Between the Implanted Stem and
Wall of Femoral Diaphyses. In Human Biomechanics 2008 International
Conference, Extended Abstracts. Prague, 2008, p. 41-42. ISBN 978-80-01-04163-5,
(autorství 60%)
[27] Jíra, A. - Petrtýl, M.: Porous-Elastic Polymer Surface of Rigid Hip Replacement.
In 13. International Conference Polymeric Materials 2008. Halle: Martin-Luther-
University, 2008, p. 51-52. ISBN 978-3-940744-17-3, (autorství 70%)
25

[28] Jíra, A. - Petrtýl, M.: How to Eliminate/Minimize Influences of Stress Shield of
Rigid Stems on Cortical Bone in Diaphysis. In New trends in experimental
methods together with advanced numerical modelling, 2008, p. 39-41. ISBN 978-80-
86246-34-5, (autorství 70%)
[29] Jíra, A. – Petrtýl, M.: Stability of Rigid Implants with Peripheral Elastic Layer,
In Conference Engeneering Mechanics 2009, Svratka, (autorství 70%)
8. Summary
The presently applied rigid stems of hip implants negatively affect the biomechanical
stability of artificial replacements. Clinical statistics of reoperations have clearly shown that
over 20% of them are caused by the instability (loosening) of the stems of rigid implants. The
application of rigid stems of hip implants always produces an undesirable “shield effect” in
the “rigid implant-bone“ system. Physiological loads acting on the stems and diaphyses lead
to negative (undesirable) stress flows (or deformations). As a consequence of high rigidity of
stems, undesirable local stress concentrations also arise in the bone tissue.
Under insufficient stress (i.e. at its drop under the lower remodelling equilibrium
limit), unwanted resorption of the corticalis occurs. Extreme stresses exceeding the upper
remodelling equilibrium limit produce an equally unwanted effect (initiating resorption).
The rigidity of implants directly affects the velocities of biochemical processes, not
only on their interfaces with live tissues, but also on the walls of diaphyses. Insufficient
changes in stresses (deformations) lead to the retardation of biochemical processes and
successive appearance of pathological processes (e.g. the appearance of osteoporotic bone
tissues).
The aim of the presented paper is a principal modification of the rigid shaft of hip
implants by increasing its stability in the marrow channel cavity.
26