Інформація призначена тільки для фахівців сфери охорони здоров'я, осіб,
які мають вищу або середню спеціальну медичну освіту.

Підтвердіть, що Ви є фахівцем у сфері охорони здоров'я.



СІМЕЙНІ ЛІКАРІ ТА ТЕРАПЕВТИ

НЕВРОЛОГИ, НЕЙРОХІРУРГИ, ЛІКАРІ ЗАГАЛЬНОЇ ПРАКТИКИ, СІМЕЙНІ ЛІКАРІ

КАРДІОЛОГИ, СІМЕЙНІ ЛІКАРІ, РЕВМАТОЛОГИ, НЕВРОЛОГИ, ЕНДОКРИНОЛОГИ

СТОМАТОЛОГИ

ІНФЕКЦІОНІСТИ, СІМЕЙНІ ЛІКАРІ, ПЕДІАТРИ, ГАСТРОЕНТЕРОЛОГИ, ГЕПАТОЛОГИ

ТРАВМАТОЛОГИ

ОНКОЛОГИ, (ОНКО-ГЕМАТОЛОГИ, ХІМІОТЕРАПЕВТИ, МАМОЛОГИ, ОНКО-ХІРУРГИ)

ЕНДОКРИНОЛОГИ, СІМЕЙНІ ЛІКАРІ, ПЕДІАТРИ, КАРДІОЛОГИ ТА ІНШІ СПЕЦІАЛІСТИ

ПЕДІАТРИ ТА СІМЕЙНІ ЛІКАРІ

АНЕСТЕЗІОЛОГИ, ХІРУРГИ

Журнал "Хирургия детского возраста" 1-2 (50-51) 2016

Back to issue

Зміни напружено-деформованого стану кісток передпліччя при інтрамедулярному остеосинтезі діафізарних переломів

Authors: Левицький А.Ф. - Національний медичний університет імені О.О. Богомольця, м. Київ, Україна; Яресько О.В. - Інститут патології хребта та суглобів імені М.І. Ситенка НАМН України, м. Харків, Україна; Терпиловський Ю.Р. - Національна дитяча спеціалізована лікарня «Охматдит», м. Київ, Україна

Categories: Pediatrics/Neonatology, Surgery

Sections: Clinical researches

print version


Summary

Мета дослідження: вивчити напружено-деформований стан (НДС) кісток передпліччя в нормі та при різних методах остеосинтезу діафізарних переломів. На основі дослідження визначити тип фіксатора, що найкраще забезпечує умови для оптимального зрощення перелому. Матеріали та методи. Для чисельного аналізу НДС у кістках передпліччя нами був використаний метод кінцевих елементів. Модель будувалася на основі томографічних зрізів кістки. Було змодельовано поперечний перелом у середині діафіза ліктьової та променевої кісток та побудовані варіанти моделі з остеосинтезом спицями Кіршнера, титановими еластичними стрижнями (ТЕС) та ригідними стрижнями з прямокутним перерізом. Розглядалося навантаження кісток передпліччя в ділянці променевозап’ясткового суглоба в різних напрямках, а також кручення. Для оцінки напруженого стану обрано напруження за Мізесом. Розрахунки проводилися в програмі SolidWorks. Результати та обговорення. У всіх варіантах навантаження при остеосинтезі діафізарного перелому кісток передпліччя ТЕС та спицями Кіршнера променева кістка стає більш напруженою, ніж при використанні стрижня з прямокутним перерізом. У випадках застосування ТЕС та спиць Кіршнера основний перерозподіл напруженого стану відбувається в ділянці перелому і місцях контакту «фіксатор — кістка». При остеосинтезі діафізарного перелому кісток передпліччя за допомогою стрижня з прямокутним перерізом на внутрішній поверхні кортикальної кістки в ділянці перелому внаслідок відсутності контакту «стрижень — кістка» напружений стан значно нижче, ніж у моделі остеосинтезу спицею Кіршнера та ТЕС. Висновки. 1. ТЕС забезпечують помірне збільшення НДС у ділянці перелому з перерозподілом його за рахунок дистального та проксимального відділів кісток передпліччя, що створює оптимальні умови для зрощення. 2. При остеосинтезі за допомогою спиць Кіршнера відбувається збільшення НДС у ділянці перелому, у зоні контакту «спиця — кістка» (НДС у ліктьовій кістці значно зростає порівняно з променевою кісткою), що може зашкодити забезпеченню оптимальних умов для зрощення та призвести до зламу фіксатора. 3. Ригідні фіксатори, такі як стрижень iз прямокутним перерізом, майже повністю беруть навантаження на себе, розвантажують ділянку перелому та значно зменшують НДС саме в зонi перелому порівняно з нормою та з остеосинтезом за допомогою ТЕС та спиць Кіршнера, що може уповільнювати зрощення.

Цель исследования: изучить напряженно-деформированное состояние (НДС) костей предплечья в норме и при различных методах остеосинтеза диафизарных переломов. На основе исследования определить тип фиксатора, который лучше всего обеспечивает условия для оптимального сращения перелома. Материалы и методы. Для численного анализа НДС в костях предплечья нами был использован метод конечных элементов. Модель строилась на основе томографических срезов кости. Был смоделирован поперечный перелом в середине диафиза локтевой и лучевой костей и построены варианты модели с остеосинтезом спицами Киршнера, титановыми эластичными стержнями (ТЭС) и ригидными стержнями с прямоугольным сечением. Рассматривались нагрузки на кости предплечья в области лучезапястного сустава в разных направлениях, а также кручение. Для оценки напряженного состояния выбрано напряжение по Мизесу. Расчеты проводились в программе SolidWorks. Результаты и обсуждение. Во всех вариантах нагрузки при остеосинтезе диафизарного перелома костей предплечья ТЭС и спицами Киршнера лучевая кость становится более напряженной, чем при использовании стержня с прямоугольным сечением. В случае использования ТЭС и спиц Киршнера основное перераспределение напряженного состояния происходит в области перелома и местах контакта «фиксатор — кость». При остеосинтезе диафизарного перелома костей предплечья с помощью стержня с прямоугольным сечением на внутренней поверхности кортикальной кости в области перелома вследствие отсутствия контакта «стержень — кость» напряженное состояние значительно ниже, чем в модели остеосинтеза спицей Киршнера и ТЭС. Выводы. 1. ТЭС обеспечивают умеренное увеличение НДС в области перелома с перераспределением его за счет дистального и проксимального отделов костей предплечья, что создает оптимальные условия для сращения. 2. При остеосинтезе с помощью спиц Киршнера происходит увеличение НДС в области перелома, в зоне контакта «спица — кость» (НДС в локтевой кости значительно повышается по сравнению с лучевой костью), которое может помешать обеспечению оптимальных условий для сращения и привести к перелому фиксатора. 3. Ригидные фиксаторы, такие как стержень с прямоугольным сечением, почти полностью берут нагрузку на себя, разгружают участок перелома и значительно уменьшают НДС именно в области перелома по сравнению с нормой и остеосинтезом с помощью ТЭС и спиц Киршнера, что может замедлять сращение.

Objective: to study the strain-stress state (SSS) of the forearm bones at norm and in various methods of osteosynthesis of diaphyseal fractures. Based on a study to determine the type of fixator that best ensures the conditions for optimal fracture healing. Materials and methods. For numerical analysis of the SSS in the forearm bones, we have used the finite element method. The model was created on tomographic slices of bones. We have simulated a transverse fracture in the middle of the diaphysis of the ulna and radius, and built the variants of osteosynthesis by Kirschner wires, titanium elastic nails (TEN) and rigid rectangular-section nails. We considered the load on the forearm bones in the wrist joint in different directions, as well as torsion. For the assessment of the stress state, we have selected von Mises stress. The calculations were made in the SolidWorks program. Results. In all variants of the load in the osteosynthesis of diaphyseal fractures of the forearm bones using TEN and Kirschner wires, the radius becomes more tense than when using rectangular-section nails. In case of using TEN and Kirschner wires, major redistribution of the stress state occurs in the region of the fracture and the points of fixator-bone contact. Stress state is significantly lower on the inner surface of the cortical bone near the fracture due to the lack of fixator-bone contact during the osteosynthesis of diaphyseal fractures of the forearm bones using rectangular-section nails than in the model of fixation with Kirschner wire and TEN. Conclusions. 1. TEN provide a moderate increase of SSS in the area of the fracture with the redistribution of it due to the distal and proximal parts of the forearm bones that provides optimal conditions for consolidation. 2. Osteosynthesis using Kirschner wires increases the SSS in the wire-bone contact area (SSS in the ulna is significantly increased in comparison with the radius), which can disturb the provision of optimal conditions for consolidation and lead to fracture of the fixation device. 3. Rigid nails, such as rectangular-section nail, almost completely take overload, unload the zone of the fracture and significantly reduce the SSS in the area of fracture compared to the normal conditions and internal fixation using TEN and Kirschner wires, which may slow down the consolidation.


Keywords

діти, інтрамедулярний остеосинтез, перелом кісток передпліччя, біомеханіка, напружено-деформований стан.

интрамедуллярный остеосинтез, перелом костей предплечья, дети, биомеханика, напряженно-деформированное состояние.

children, intramedullary osteosynthesis, forearm fracture, biomechanics, strain-stress state.

Статтю опубліковано на с. 85-92

 

Вступ

Найбільш поширеними видами фіксаторів для інтрамедулярного остеосинтезу діафізарних переломів кісток передпліччя в дітей є спиці Кіршнера, титанові еластичні стрижні (ТЕС) та стрижні з прямокутним перерізом [21, 26, 27].
Під час первинної травми в дітей при переломі відбувається розрив частини судин та прилеглих до місця перелому м’яких тканин. Гематома навколо перелому є результатом кровотечі з цих м’яких тканин та кістки. На думку багатьох авторів [21, 22], цей фактор є основним у зрощеннi пошкодженої кістки. Під час ранньої гострої запальної фази виділяються гістаміноподібні медіатори, що посилюють початкову девіталізацію кістки та м’яких тканин з формуванням періостального кісткового мозолю. Утворення його гальмується при використанні ригідних фіксаторів, та, навпаки, сприяють його утворенню мікрорухи в ділянці перелому. Періостальний кістковий мозоль є основним та формується швидше при наявності окістя, що в дітей товще та краще васкуляризовано, ніж у дорослих. Ремоделювання кісткового мозолю починається після кальцифікації вже сформованого кісткового мозолю. Воно складається з резорбції первинного кісткового мозолю остеокластами та формування зрілої пластинчастої кісткової тканини остеобластами. Пластинчасті кісткові трабекули розташовуються вздовж ліній механічних зусиль [21]. Саме цей факт є цікавим з точки зору біомеханіки формування кісткового мозолю.
Основними видами деформацій в організмі людини є пружні деформації, викликані циклічними навантаженнями. Сама кістково-м’язова система пристосована для сприйняття пружних деформацій. За рахунок пружних властивостей кістки виникає розподіл внутрішніх напружень. Аналіз розташування кісткових балок та пластинок вказує на те, що архітектоніка кісткової тканини відповідає лініям силового напруження, яке виникає в кістці при навантаженні [16, 17].
Виходячи з механоморфологічної концепції репаративного остеогенезу [16, 28], слід зазначити, що остеосинтез повинен не лише бути механічним способом з’єднання відламків, але й забезпечувати механічні передумови для виникнення внутрішнього напруження опорних тканин. Це підтверджується наступними фактами:
а) кістка як опорна тканина завдяки своїй структурі сприймає осьове навантаження та протидіє зовнішнім силам [17, 18];
б) внутрішнє напруження, що виникає в інтактній кістці під дією навантаження, накопичує та перетворює енергію механічних навантажень в енергію біохімічних реакцій, п’єзоелектричних, гідродинамічних ефектів та інших енергоємних процесів [23–25];
в) постійний вплив на кістку як опорну тканину у вигляді циклічних навантажень (розтягнення та стискання) викликає синтез біологічно активних речовин, що регулюють обмінні процеси кісткової тканини шляхом моделювання та ремоделювання [19–21];
г) інтактна кісткова тканина оптимізує свою структуру відповідно до траєкторії головних напружень кістки шляхом орієнтації колагенових волокон для подальшого моделювання та ремоделювання [17, 21].
Аналіз напружено-деформованого стану (НДС) в кістках передпліччя в нормі та при інтрамедулярному остеосинтезі діафізарних переломів виконується за допомогою як експериментальних методів дослідження, так і методів комп’ютерного моделювання [1–4, 6, 7].
Проведений аналіз літератури показав, що основний акцент у розрахунках НДС переломів передпліччя зроблений на особливостях перелому в дистальному відділі променевої кістки і променевозап’ясткового суглоба. Так, у роботі D.D. Anderson, B.R. Deshpande та ін. [1] оцінено напружений стан при переломах у променевозап’ястковому суглобі. У роботі Lin Wei Zuo [2] автор намагається оцінити вплив міжкісткової мембрани та зв’язок на поведінку передпліччя при фіксації пластиною перелому в дистальному відділі променевої кістки. Моделювання переломів у дистальному відділі променевої кістки і порівняння з експериментом проведено в роботі W.B Edwards, K.L. Troy [3]. Дослідженню переломів дистального відділу променевої кістки в літніх людей присвячена робота K.L. Troy, M.D. Grabiner [4]. Менше проведено досліджень iз математичного моделювання перелому в середній третині діафіза передпліччя. Так, у роботі S.H. Saidpour [5] автор оцінює вплив різних конструкцій пластин на НДС остеосинтезу перелому обох кісток середини передпліччя. Серед конструкцій фіксації перелому досліджувалися в основному пластини [6, 7]. Вибору конструкції для позавогнищевого остеосинтезу присвячена робота T. Arai [8]. Найбільшого поширення для чисельного аналізу НДС біомеханічних систем набув метод кінцевих елементів (МКЕ). Особливості використання МКЕ в біомеханиці досить добре висвітлені в літературі [9, 10], де проаналізовано способи геометричного моделювання, критерії вибору КЕ, особливості механічних властивостей матеріалів тощо.
Але ми не знайшли в доступній нам літературі робіт, присвячених аналізу НДС при моделюваннi інтрамедулярного остеосинтезу переломів середньої третини діафіза кісток передпліччя в дітей.
Тому вважаємо доцільним проведення дослідження з метою вивчення напружено-деформованого стану при різних варіантах інтрамедулярного остеосинтезу в моделі перелому в середній третини діафіза кісток передпліччя з метою вибору оптимального методу остеосинтезу.
Метою дослідження є вивчення НДС у кістках передпліччя в нормі та при різних методах остеосинтезу діафізарних переломів; на основі дослідження визначити тип фіксатора, що найкраще забезпечує умови для оптимального зрощення перелому.

Матеріали і методи

Для чисельного аналізу НДС у кістках передпліччя нами був використаний метод кінцевих елементів. При побудові розрахункової моделі за основу було взято модель ліктьової та променевої кісток, що були розроблені в лабораторії біомеханіки інституту ім. М.І. Ситенка. Модель будувалася на основі томографічних зрізів кістки, які були проведені через 0,5–1 см для нерегулярних зон (проксимальний та дистальний відділи) і 1–3 см — для ділянок iз більш простою геометрією (діафіз). Додаткові геометричні розміри кісток передпліччя, що були необхідні для побудови геометричної моделі передпліччя дітей, взяті з роботи S. Karakas [11].
На основі побудованої геометричній моделі нами було змодельовано поперечний перелом у середині діафіза ліктьової та променевої кісток та побудовані варіанти моделі з остеосинтезом спицями Кіршнера, титановими еластичними стрижнями та ригідними стрижнями з прямокутним перерізом. У розрахунках використовувалася модель iз переломом обох кісток передпліччя.

Властивості матеріалів

У проведених дослідженнях враховувалися різні види біологічних тканин: компактна і губчаста кістка, кістковий мозоль. У цьому дослідженні матеріал вважався однорідним і ізотропним. При виборі властивостей кісткових структур ми ґрунтувалися на даних, що наведені в літературі [12, 13], властивості матеріалів для фіксаторів взяті з роботи J.M. Gere [14]. Отримані характеристики зведені в табл. 1.

Схема навантаження і закріплення

Для визначення напружено-деформованого стану кісток передпліччя при різних видах остеосинтезу розглядалося їх навантаження в ділянці променевозап’ясткового суглоба силою в 10 Н у різних напрямках, а також кручення моментом 1 Нм. В ділянці ліктьового суглоба кістки передпліччя жорстко зафіксовані. На рис. 1 на прикладі моделі в нормі показано напрямок навантажень і закріплення моделі.
Напруження за Мізесом [10, 12, 14, 17, 18] обрано як найбільш інформативний вид загального напруженого стану. Отримана розрахункова модель складається з 23 722 об’ємних тетраїдальних ізопараметричних КЕ і має 38 820 вузлів. Розрахунки проводилися в програмі SolidWorks.

Результати та обговорення

При дослідженні НДС кісток передпліччя в нормі був розрахований НДС при вертикальному навантаженні, що розтягує. Аналіз результатів показав, що рівень напруженого стану невисокий і не перевищує 0,3 МПа, найбільш напруженими ділянками є проксимальні відділи кісток передпліччя (для ліктьової кістки — 0,29 МПа, для променевої — 0,32 МПа), середина діафіза (для ліктьової кістки — 0,2 МПа, для променевої — 0,24 Мпа) та дистальний відділ ліктьової кістки (для ліктьової кістки — 0,23 МПа, для променевої — 0,1 МПа).
Далі був розрахований НДС при навантаженні, розташованому в сагітальній площині і спрямованому спереду назад. Аналіз результатів показав, що найбільш напруженими ділянками є проксимальні відділи кісток передпліччя (для ліктьової кістки — 4,51 МПа, для променевої — 4 МПа) і середина діафіза (для ліктьової кістки — 2,22 МПа, для променевої — 2,22 МПа).
Також виконано дослідження НДС при навантаженні, розташованому у фронтальній площині і спрямованому ззовні всередину. Аналіз результатів показав, що найбільш напруженими ділянками, як і в попередніх варіантах розрахунку, є проксимальні відділи кісток передпліччя (для ліктьової кістки — 4,2 МПа, для променевої — 3,47 МПа) і середина діафіза (для ліктьової кістки — 2,41 МПа, для променевої — 1,54 МПа) на відміну від варіанта розрахунку з вигином у сагітальній площині, коли більш напруженою є ліктьова кістка.
В останньому варіанті дослідження як навантаження використовується крутильний момент, рівний 1 Нм, прикладений в променевозап’ястковому суглобі. Аналіз результатів показав, що найбільш напруженими ділянками є проксимальні відділи кісток передпліччя (для ліктьової кістки — 10,43 МПа, для променевої — 10,98 МПа) і середина діафіза (для ліктьової кістки — 6,48 МПа, для променевої — 8,86 МПа).
Характер змін НДС, що відбуваються в розрахунковій моделі в нормі, відображений на рис. 2.
Також було проведене дослідження НДС кісток передпліччя при остеосинтезі діафізарного перелому обох кісток передпліччя титановим еластичним стрижнем, спицею Кіршнера та стрижнем iз прямокутним перерізом.
Ділянкою інтересу для вивчення НДС у кістках передпліччя була середина діафіза в місці перелому, враховуючи, що процеси репарації проходять саме тут.
При дослідженні остеосинтезу діафізарного перелому кісток передпліччя за допомогою ТЕС відбулися наступні зміни в НДС порівняно з моделлю в нормі, характер яких відображений на рис. 3:
1. У ділянці перелому променевої кістки спостерігається зона концентрації напружень при всіх видах навантаження: при навантаженні, що розтягує: у середині діафізу променевої кістки — 0,42 МПа (0,24 МПа для моделі в нормі), у середині діафіза ліктьової кістки — 0,14 МПа (0,2 МПа для моделі в нормі); при навантаженні в сагітальній площині: у середині діафіза променевої кістки — 9,66 МПа (2,51 МПа для моделі в нормі), ліктьової кістки — 1,95 МПа (2,22 МПа для моделі в нормі); при навантаженні у фронтальній площині: у середині діафіза променевої кістки — 6,97 МПа (1,54 МПа для моделі в нормі), ліктьової кістки — 2,13 МПа (2,41 МПа для моделі в нормі). Але при крученні відбувається підвищення напруженого стану й в ліктьовій кістці: у середині діафіза променевої кістки — 5,42 МПа (8,86 МПа для моделі в нормі), ліктьової кістки — 25,64 МПа (6,48 МПа для моделі в нормі).
2. У ділянці безпосереднього контакту фіксатора з кісткою в районі перелому спостерігається зона особливої концентрації напружень у самій кістці та у фіксаторі: при навантаженні, що розтягує, максимальні значення для ліктьової кістки дорівнюють 2,9 МПа, для ТЕС — 5,12 МПа, для променевої кістки — 0,35 МПа, для ТЕС — 2,9 МПа; при навантаженні в сагітальній площині: для ліктьової кістки — 35,77 МПа, для ТЕС — 74,06 МПа, для променевої кістки — 13,84 МПа, для ТЕС — 73,57 МПа; при навантаженні у фронтальній площині: для ліктьової кістки — 14,71 МПа, для ТЕС — 93,17 МПа, для променевої кістки — 9,96 МПа, для ТЕС — 61,7 МПа; при крученні: для ліктьової кістки — 71,53 МПа, для ТЕС — 235,6 МПа, для променевої кістки — 57,29 МПа, для ТЕС — 211,03 МПа.
Проведення дослідження з розрахунками інтрамедулярного остеосинтезу діафізарного перелому кісток передпліччя спицями Кіршнера, які виготовлені із сталі показало, що істотних відмінностей у НДС між спицями Кіршнера та ТЕС у кістці в ділянці перелому не знайдено. Але при застосуванні сталевих спиць напружений стан вище, ніж при використанні ТЕС, у зоні контакту «фіксатор — кістка» саме в спиці. При навантаженні, що розтягує: для променевої кістки: iз ТЕС — 2,9 МПа, зі спицею Кіршнера — 3,57 МПа, для ліктьової кістки: iз ТЕС — 5,12 МПа, зі спицею Кіршнера — 7,86 МПа; при навантаженні в сагітальній площині для променевої кістки: iз ТЕС — 73,57 МПа, зі спицею Кіршнера — 87,38 МПа, для ліктьової кістки: iз ТЕС — 74,06 МПа, зі спицею Кіршнера — 100,23МПа; при навантаженні у фронтальній площині для променевої кістки: iз ТЕС — 61,7 МПа, зі спицею Кіршнера — 75,48 МПа, для ліктьової кістки: iз ТЕС — 93,17 МПа, зі спицею Кіршнера — 135,07 МПа; при крученні для променевої кістки: iз ТЕС — 211,03 МПа, зі спицею Кіршнера — 417,62 МПа, для ліктьової кістки: iз ТЕС — 235,6 МПа, зі спицею Кіршнера — 523,41МПа.
При моделюванні остеосинтезу діафізарного перелому кісток передпліччя стрижнем iз прямокутним перерізом відбуваються зміни, характер яких відображений на рис. 4.
У ділянці перелому у середині каналу напруження в розрахунковій моделі істотно нижче, що пояснюється відсутністю контакту «стрижень — кістка» в цій зоні на відміну від моделі зі спицями Кіршнера та ТЕС. У ліктьовій кістці при навантаженні, що розтягує, для ТЕС напруження становило 0,14 МПа, для спиці Кіршнера — 0,13 МПа, для стрижня 0,17 МПа. Більші відмінності спостерігалися в променевій кістці: для ТЕС напруження дорівнювало 0,42 МПа, для спиці Кіршнера — 0,36 МПа, а для стрижня — 0,09 МПа. У ліктьовій кістці при навантаженні в сагітальній площині для ТЕС напруження становило 1,95 МПа, для спиці Кіршнера — 2,15 МПа, для стрижня — 3,27 МПа. Більші відмінності також відбувались у променевій кістці: для ТЕС напруження дорівнювало 9,66 МПа, для спиці Кіршнера — 7,53 МПа, а для стрижня — 1,62 МПа. У ліктьовій кістці при навантаженні у фронтальній площині для ТЕС напруження становило 2,13 МПа, для спиці Кіршнера — 2,24МПа, для стрижня — 2,46 МПа. Більші відмінності також спостерігалися в променевій кістці: для ТЕС напруження дорівнювало 6,97 МПа, для спиці Кіршнера — 5,62 МПа, а для стрижня — 1,39 МПа. Та у ліктьовій кістці при крученні для ТЕС напруження становило 5,42 МПа, для спиці Кіршнера — 8,69 МПа, для стрижня — 6,67 МПа. Більші відмінності також зареєстровано в променевій кістці: для ТЕС напруження дорівнювало 25,64 МПа, для спиці Кіршнера — 39,86 МПа, а для стрижня — 6,67 МПа.
Аналіз варіантів розрахунку НДС для моделей остеосинтезу діафізарного перелому кісток передпліччя спицями Кіршнера, ТЕС та стрижнем iз прямокутним перетином показав:
1. Що у всіх варіантах навантаження при остеосинтезі діафізарного перелому кісток передпліччя ТЕС та спицями Кіршнера променева кістка стає більш напруженою, ніж при використанні стрижня з прямокутним перерізом.
2. У випадках застосування ТЕС та спиць Кіршнера основний перерозподіл напруженого стану відбувається в ділянці перелому і місцях контакту «фіксатор — кістка».
3. При остеосинтезі діафізарного перелому кісток передпліччя за допомогою стрижня з прямокутним перерізом на внутрішній поверхні кортикальної кістки в ділянці перелому внаслідок відсутності контакту «стрижень — кістка» напружений стан значно нижче, ніж у моделі остеосинтезу спицею Кіршнера та ТЕС.
При моделюванні остеосинтезу діафізарних переломів кісток передпліччя за допомогою ТЕС, спиць Кіршнера та стрижнів iз прямокутним перерізом було знайдено значні відмінності при розподілі НДС у ділянці перелому, а особливо в місці контакту «фіксатор — кістка» та в самому фіксаторі. Використання ТЕС та спиці Кіршнера призводить до виникнення напруження в ділянці перелому, а стрижень з прямокутним перерізом значно знижує напруження в цій ділянці.

Висновки

Таким чином, на основі проведеного дослідження можна зробити наступні висновки:
1. ТЕС забезпечують помірне збільшення НДС у ділянці перелому з перерозподілом його за рахунок дистального та проксимального відділів кісток передпліччя, що забезпечує оптимальні умови для зрощення.
2. При остеосинтезі за допомогою спиць Кіршнера відбувається збільшення НДС у ділянці перелому, у зоні контакту «спиця — кістка» (НДС у ліктьовій кістці значно збільшується порівняно з променевою кісткою), що може зашкодити забезпеченню оптимальних умов для зрощення та призвести до зламу фіксатора.
3. Ригідні фіксатори, такі як стрижень iз прямокутним перерізом, майже повністю беруть навантаження на себе, розвантажують ділянку перелому та значно зменшують НДС саме в ділянці перелому порівняно з нормою та з остеосинтезом за допомогою ТЕС та спиць Кіршнера, що може уповільнювати зрощення.

Bibliography

1. Anderson D.D., Deshpande B.R., Daniel T.E., Baratz M.E. A Three-Dimensional Finite Element Model of the Radiocarpal Joint // Iowa Orthop. J. 2005; 25: 108-117.

2. Lin Wei Zuo. A Finite Element Analysis on Fixation of Distal Radius Fracture Using AO Oblique T-plate. School: Southern Medical University, Course: Integrative Orthopedics and Traumatology: Master’s thesis, 2007.

3. Edwards W.B, Troy K.L. Finite element prediction of surface strain and fracture strength at the distal radius // Med. Eng. Phys. 2012 Apr; 34(3): 290-8.

4. Troy K.L., Grabiner M.D. Off-axis loads cause failure of the distal radius at lower magnitudes than axial loads: A finite element analysis // J. Biomech. 2007; 40(8): 1670-1675.

5. Saidpour S.H. Assessment of Carbon Fibre Composite Fracture Fixation Plate Using Finite Element Analysis // Annals of Biomedical Engineering. 2006; 34 (7): 1157-1163.

6. Tarniţă D., Tarniţă D.N., Hacman L., Copiluş C., Berceanu C. In vitro experiment of the modular orthopedic plate based on Nitinol, used for human radius bone fractures // Romanian Journal of Morphology and Embryology. 2010; 51(2): 315-320.

7. Frydrýšek K., Theisz G., Pliska L., Smolár M., Poruba Z., Pleva L. Plate for treatment of distal radius fractures — strength analyses // International conference of the Polish society of biomechanics «Вiomechanics 2014». Łódź, Poland, September 1–3, 2014; p. 65-66.

8. Arai T. Mechanical advantages of a truss-structure based fracture fixation system — a novel fracture fixation device «PINFIX» // Nagoya J. Med. Sci. 2013; 75: 181-192.

9. Zienkiewicz O.C., Taylor R.L., Zhu J.Z. The Finite Element Method. Fifth ed. Vol. 2: Solid Mechanics. Butterworth-Heinemann, 2000; p. 459.

10. Проблемы прочности в биомеханике: Учеб. пособие для техн. и биол. спец. вузов / Под ред. И.Ф. Образцова. — М.: Высш. шк., 1988. — 311 с.

11. Karakas S., Okyay P., Ergin F.A., Onen O., Beser E. Limb Lengths of Primary School Children in a City From Western Region of Turkey // Coll. Antropol. 2005; 29 (1): 57-65.

12. Кнетс И.В., Пфафрод Г.О., Саулгозис Ю.Ж. Деформирование и разрушение твердых биологических тканей. — Рига: Зинатне, 1980. — 320 с.

13. Shefelbine S.J., Simon U., Claes L., Gold A., Gabet Y., Bab I., Müller R., Augat P. Prediction of fracture callus mechanical properties using micro-CT images and voxel-based finite element analysis // Bone. 2005; 36: 480-488.

14. Gere J.M., Timoshenko S.P. Mechanics of Material, 1997; p. 912.

15. Ступаков Г.П. Биомеханика позвоночника при ударных перегрузках у практике авиационных космических полетов / Г.П. Ступаков, А.П. Козловский, В.С. Казейкин // Проблемы космической биологии. — Л., 1987. — Т. 5–6. — 245 с.

16. Корж А.А. Репаративная регенерация кости / А.А. Корж, В.А. Белоус, Е.Я. Панков. — М.: Медицина, 1972. — 231 с.

17. Топография силовых напряжений в костях при травме: Атлас / Под. ред. проф. В.Н. Крюкова. — Барнаул: Алтайское кн. изд-во, 1977. — 176 с.

18. Бранков Г. Основы биомеханики / Г. Бранков. — М.: Мир, 1981. — 254 с.

19. Попсуйшапка А.К. Функциональное лечение диафизарных переломов конечностей (клиническое и экспериментальное обоснование): Дис… д-ра мед. наук / А.К. Попсуйшапка. — Х., 1991. — 323 с.

20. Пустовойт М.И. Дистракционный остеосинтез в условиях управляемых динамических воздействий на регенерат: Автореф. дис… д-ра мед. наук / М.И. Пустовойт. — К., 1990. — 38 с.

21. Lascombes P. Flexible intramedullary nailing in children: the Nancy University manual, 1st ed. Berlin, Heidelberg: Springer-Verlag, 2010; p. 19-25.

22. Карафоли Э. Кальциевый сигнал / Э. Карафоли, Д.Т. Пеннистон // В мире науки. — 1986. — № 1. — C. 28-38.

23. Скляренко Є.Т. Травматологія і ортопедія: Підручник / Є.Т. Скляренко. — К.: Здоров’я, 2005. — 384 с.

24. Юмашев Г.С. Травматология и ортопедия / Г.С. Юмашев. — М.: Медицина, 1983. — 576 с.

25. Salter D.M. Electrophysiological responses of human bone cells to mechanical stimulation: evidence for specific integrin function in mechanotransduction / D.M. Salter, J.E. Robb, M.O. Wright // J. Bone Miner. Res. 1997; 12 (7): 1166-41.

26. Овсепян А.В. Совершенствование метода интрамедуллярного металлоостеосинтеза при хирургическом лечении диафизарных переломов костей предплечья в детей: Автореф. дис... канд. мед. наук. — Ростов н/Д, 2004. — 21 с.

27. Остеосинтез стержнями прямоугольного сечения / В.В. Ключевский, Г.А. Суханов, Е.В. Зверев и др. — Ярославль, 1993. — 326 с.

28. Корж Н.А., Дедух Н.В. Репаративная регенерация кости: современный взгляд на проблему. Стадии регенерации // Ортопедия, травматология и протезирование. — 2006. — № 1. — С. 76-84.


Back to issue