Статтю опубліковано на с. 81-90
Вступ
Лікування переломів проксимального відділу стегнової кістки (ППВСК) до цього часу залишається однією з найбільш складних проблем у травматології та ортопедії. ППВСК та їх наслідки щорічно завдають величезної шкоди економіці будь-якої держави. Так, згідно із статистичними дослідженнями, ППВСК становлять 17 % у структурі травм опорно-рухового апарату, із них вертлюгові переломи — 35–40 %, шийки стегна — 50–55 % та підвертлюгові — 5–10 % [2, 10].
У світовій практиці давно визнано перевагу й високу ефективність оперативного методу лікування черезвертлюгових переломів перед консервативним. Хірургічне втручання, яке показано більше ніж у 80 % випадків, полягає у відкритій чи закритій репозиції кісткових фрагментів і їх фіксації різними конструкціями [4, 7]. Але іноді досить складно визначити час і обсяг хірургічного лікування через особливості загального стану хворого, вибору методу фіксації (застосування проксимального стегнового стрижня, пластини DHS чи іншої конструкції) або ендопротезування, а також раціонального лікування посттравматичної коагулопатії [1, 11, 12]. Вибір методу лікування переломів проксимального відділу стегнової кістки є одним із найважливіших, оскільки від цього залежить не тільки час зрощення перелому, але й відновлення функції кінцівки та поновлення працездатності потерпілого [4].
На сьогодні в розвинутих країнах світу при лікуванні переломів проксимального відділу стегнової кістки широко впроваджуються малоінвазивні, малотравматичні технології із застосуванням проксимального стегнового стрижня (Troсhanteric gamma nail G 3 — STRYKER, PFN A — SYNTHES, ChFN — ChM). Ця методика оперативного лікування переломів довгих кісток застосовується в 60–70 % хворих [1, 7] і дозволяє на відміну від ендопротезування в більшості випадків зберегти функцію травмованого кульшового суглоба.
Загальновідомою класифікацією черезвертлюгових переломів стегнової кістки є класифікація АО [11], у якій автори виділяють вертикально нестабільний, але стабільний в горизонтальній площині перелом типу А1, нестабільний у вертикальній та горизонтальній площинах перелом типу А2 та нестабільний у горизонтальній та стабільний у вертикальній площині перелом типу А3. Проте нами не були знайдені літературні дані щодо напружень на блокований інтрамедулярний стрижень залежно від типу перелому за АО та варіантів його дистального блокування.
Із моменту появи й упровадження в медичну практику перших імплантатів і до недавнього минулого перевірка їх біомеханічних властивостей здійснювалася суто на основі натурних біомеханічних дослідів та результатів клінічної практики. Великою мірою ця тенденція збереглася і донині. Дослідні зразки імплантатів випробовуються при різних навантаженнях на мертвому кістковому матеріалі та за результатами експериментів вводяться в лікувальну практику. При цьому застосування пристрою протягом тривалого часу дозволяє остаточно оцінювати його придатність та вдосконалювати методику використання. Звісно, такий підхід вимагає значних матеріальних ресурсів і займає багато часу. Механічні випробування відносяться до руйнівних методів контролю, тому дослідження проводяться на мертвому кістковому матеріалі, який значно поступається рівню фізико-механічних властивостей живої тканини. Прямі механічні дослідження з вивчення інтерактивної поведінки системи «кістка — імплантат» достатньо складні та малоінформативні через асиметричну геометрію кісткової тканини, це унеможливлює точне визначення питомої ваги навантаження як по довжині, так і в перерізі, а також відтворення складно-напруженої схеми одночасних деформацій (стиснення, кручення, згинання, розтяг), що знижує економічну й соціальну ефективність таких досліджень [3].
Водночас здійснюються спроби обґрунтування придатності штучних імплантатів на основі відомостей про біомеханіку систем людини. При цьому найчастіше проводиться розрахунок наближених схем, що відображають деякі аспекти поведінки системи «кістка — імплантат», з використанням програмних реалізацій чисельних методів, наприклад методу кінцевих елементів (МКЕ). Переваги такого підходу очевидні: на основі результатів розрахунку можна робити висновки про роботу імплантата та його вплив на кістку і відмовитися від подальшого розгляду очевидно безперспективних конструкцій; з’являється можливість корегувати або змінювати форму компонентів імплантата для поліпшення його функціональності; відпадає потреба в проведенні численних експериментів на тваринах; суттєво знижується вартість та скорочується час розробки конструкції імплантата; на основі розподілу деформуючих напружень можливе точне прогнозування віддалених результатів [6].
Тому цікавим у науковому плані вважаємо проведення комп’ютерного моделювання напружень на різні металеві фіксатори при виконанні остеосинтезу з приводу черезвертлюгових переломів типу А1.
Мета роботи — провести комп’ютерне моделювання напружень на різні металеві фіксатори при виконанні остеосинтезу з приводу черезвертлюгових переломів типу А1.
Матеріали та методи
Комп’ютерне моделювання проводили в лабораторії біомеханіки ДУ «Інститут травматології та ортопедії НАМН України». Нами застосовано комп’ютерне моделювання та МКЕ — методи рішення задач механіки суцільних середовищ у прикладанні до біологічних об’єктів із використанням програмно-комп’ютерних комплексів [8, 9]. Для проведення порівняльного аналізу надійності фіксації кісткових відламків при вертлюгових переломах стегнової кістки типу А1 використовували макет стегнової кістки, у який імплантовано фіксуючі елементи. Для фіксації відламків застосовували 2 варіанти фіксаторів — DHS-пластину (1-й варіант) та проксимальний стегновий стрижень (2-й варіант), що забезпечують оптимальні біомеханічні та біологічні умови для зрощення переломів. На основі аксіальних сканів комп’ютерної томографії моделей стегнової кістки з різними варіантами фіксації, отриманих на комп’ютерному томографі Toshiba Asteion Super 4 (Японія), за допомогою програмного пакета Mimics в автоматичному та напівавтоматичному режимах відтворено просторову геометрію проксимального відділу стегнової кістки. Моделі в полілініях імпортовано в середовище Solid Works, де за допомогою відповідних інструментів створено імітаційні 3D-моделі проксимального відділу стегнової кістки з черезвертлюговими переломами типу А1 та їх фіксацією за допомогою DHS-пластини та PFN-стрижня.
Подальші розрахунки здійснювали МКЕ, що набув поширення як чисельний метод рішення крайових задач механіки суцільних середовищ. Для проведення розрахунків напружено-деформованого стану (НДС) МКЕ був вибраний програмно-аналітичний комплекс Ansys, розроблений компанією ANSYS Inc. [3, 6].
У розрахунках застосовували фізичні властивості кісткової тканини, отримані з літературних джерел [5]. Розрахунки НДС за допомогою МКЕ проводили для інтактної моделі з обома варіантами фіксаторів, а потім із фіксаторами при черезвертлюгових переломах типу А1 та варіантами дистального блокування (без блокування, 1 гвинтом, 2 гвинтами).
Результати та обговорення
Результати розрахунків НДС для інтактних моделей стегнової кістки наведені на рис. 1–3, де маркерами виділені показники напружень у найбільш значимих місцях (в кожній ділянці визначався найбільш навантажений елемент).
Як бачимо з рис. 1, максимальні напруження на стегновій кістці локалізовані в ділянці введення нижнього гвинта — 11,07 МРа, а також у ділянці опору дистального кінця фіксатора на кістку — 2,97–3,13 МРа. Також значні напруження спостерігаються на шийці стегнової кістки — 3,13 МРа та на діафізі — 4,54 МРа. На фіксуючих елементах максимальні напруження зосереджені на першому та другому витках різьби проксимального (шийкового) гвинта — 21,67–28,37 МРа, в отворі пластини для нижнього гвинта — 73,84 МРа, власне на гвинті — 15,64 МРа.
Зазначені показники напружень на кістці та елементах фіксації не перевищують допустимих.
Як бачимо з рис. 2, максимальні напруження на стегновій кістці локалізовані в ділянці введення блокуючого гвинта в овальний отвір — 15,63 МРа. Також підвищені показники напружень спостерігаються в ділянці опору дистального кінця фіксатора на кістку, які сягають значень 6,62 МРа. На шийці стегнової кістки показники напружень більші, ніж для попередньої моделі, — 3,56 МРа. На елементах фіксації максимальні напруження отримані в ділянці введення блокуючого гвинта в овальний отвір — 13,65 МРа, а також на перших витках проксимального (шийкового) гвинта — до 66,10 МРа. У таких умовах у ділянці введення гвинтів може відбуватись незначне зминання кісткової тканини як у першій моделі, так і в другій, за рахунок чого напруження в цих ділянках значно зменшиться.
Також для даної моделі подано показники деформацій на кістці та елементах фіксації. Як видно з рис. 3, максимальні деформації — у зонах максимальних навантажень. Так, на стегновій кістці максимальні деформації мають значення 0,001 мм, а на елементах фіксації — 0,002 мм. Оскільки ці показники деформації є невеликими, при подальших розрахунках будуть визначатися лише показники напружень. Зміни цих показників відповідають пропорційним лінійним змінам показників деформацій (лінійна залежність). Залежно від цих змін відбувається аналіз забезпечення міцності моделі.
Як бачимо з рис. 2, 3, для даної моделі умови міцності також виконуються, тобто зазначені показники напружень та деформацій на кістці та елементах фіксації не перевищують допустимих.
Надалі розглянуто НДС черезвертлюгового перелому типу А1 у 4 варіантах фіксації з деталізацією показників у ділянці (площині) перелому та місцях введення гвинтів.
Для першого варіанта фіксатора отримані показники НДС моделі наведені на рис. 4.
Як бачимо з рис. 4, максимальні напруження на моделі з переломом типу А1 зосереджені в зоні перелому на шийці стегнової кістки з показниками 4,65 МРа, вони мають локальний характер. У зв’язку з наявністю концентраторів напружень у зоні перелому губчастої кістки з деяким перевищенням межі її міцності в цій ділянці можливе крайове зминання кісткової тканини. У ділянці введення блокуючого гвинта в овальний отвір показники напружень на стегновій кістці становлять 4,14 МРа. На фіксуючих елементах максимальні напруження: на перших двох витках різьби проксимального (шийкового) гвинта — 51,6 МРа, у ділянці дистального кінця фіксатора в місці опори на кістку — 57,19 МРа.
Максимальні значення переміщень (Total Deformation) по площині перелому при даному варіанті фіксації становили 1,95 мм (рис. 5).
Для другого варіанта фіксації без блокуючих гвинтів у круглому й овальному отворах проксимального стегнового стрижня отримані показники НДС моделей наведені на рис. 6.
Як бачимо з рис. 6, максимальні напруження на моделі з переломом типу А1 при другому варіанті фіксації без блокуючих гвинтів зосереджені в зоні перелому на вертлюзі стегнової кістки з показниками 23,42 МРа, вони мають локальний характер. У зв’язку з наявністю концентраторів напружень у зоні перелому губчастої кістки з перевищенням межі її міцності в цій ділянці можливе крайове зминання кісткової тканини. На елементах фіксації максимальні напруження, як і в попередньому розрахунку, спостерігаються на перших витках проксимальних (шийкових) гвинтів, сягаючи значень 126,88 МРа, та на ніжці фіксатора — 29,88 МРа, що не перевищує допустимих значень.
Максимальні значення переміщень (Total Deformation) по площині перелому при даному варіанті фіксації становили 2,26 мм (рис. 7).
Для другого варіанта фіксатора з одним блокуючим гвинтом, уведеним в овальний отвір фіксатора, отримані показники НДС моделі наведені на рис. 8.
Як бачимо з рис. 8, максимальні напруження на моделі з переломом типу А1 при другому варіанті фіксації з одним блокуючим гвинтом, уведеним в овальний отвір фіксатора, зосереджені в зоні введення гвинта — ділянці контакту з кісткою, — 28,06 МРа, вони мають локальний характер, перебуваючи в межах міцності кортикального шару стегнової кістки. У ділянці перелому напруження не перевищують значень 3,99 МРа. На елементах фіксації максимальні напруження, як і в попередніх розрахунках, спостерігаються на перших витках проксимальних (шийкових) гвинтів, сягаючи значень 202,77 МРа, та є більшими, ніж при використанні моделі без гвинтів; на блокуючому гвинті, уведеному в овальний отвір фіксатора, — 21,07 МРа, на ніжці фіксатора — 25,32 МРа.
Максимальні значення переміщень (Total Deformation) по площині перелому при даному варіанті фіксації становили 2,24 мм (рис. 9).
Для другого варіанта фіксатора з двома блокуючими гвинтами, уведеними в круглий та овальний отвори фіксатора, отримані показники НДС моделі наведені на рис. 10. Як бачимо з рис. 10, максимальні напруження на моделі з переломом типу А1 при другому варіанті фіксації з двома блокуючими гвинтами зосереджені в зоні введення гвинта в овальний отвір фіксатора — у ділянці контакту з кісткою — 14,84 МРа, вони мають локальний характер, перебуваючи в межах міцності кортикального шару стегнової кістки. У ділянці перелому напруження не перевищують значень 3,6 МРа. На елементах фіксації максимальні напруження спостерігаються на перших витках проксимальних (шийкових) гвинтів, сягаючи значень 287,39 МРа, та є більшими, ніж при використанні моделі без гвинтів та на ніжці фіксатора, навколо овального отвору, — 36,84 МРа.
Максимальні значення переміщень (Total Deformation) по площині перелому при даному варіанті фіксації становили 2,15 мм (рис. 11).
Отримані показники НДС моделей наведені в табл. 1.
Порівняльний аналіз показників напружень на металевих фіксаторах залежно від типу перелому та варіанта фіксації наведений на рис. 12 та 13.
При аналізі табл. 1 та гістограми 12, 13 визначено, що мінімальне напруження на металеві фіксатори в їх проксимальних відділах було при використанні пластини DHS та PFN-стрижня у варіанті без застосування гвинтів для дистального блокування. Ці дані статистично вірогідно (p ≤ 0,05) відрізнялися від показників при застосуванні PFN-стрижня з дистальним блокуванням одним чи двома гвинтами. На дистальному відділі металевих фіксаторів напруження було відсутнє при використанні PFN-стрижня у варіанті без застосування гвинтів для дистального блокування, на відміну від цього напруження при застосуванні пластини DHS збільшувалося до максимальних показників та становило 57,19 МПа.
Отримані показники переміщень (Total Deformation) по площині кісткових фрагментів моделей наведені на рис. 14.
При аналізі рис. 14 визначено, що максимальна, але адекватна мікрорухливість спостерігалася при використанні моделі PFN-стрижня у варіанті без застосування гвинтів для дистального блокування. Ці мікрорухи сприятимуть покращенню репаративного остеогенезу черезвертлюгових переломів типу А1. Занадто міцна фіксація при застосуванні пластини DHS (1,95 мм) може призвести до порушення репаративного остеогенезу при використанні цього методу остеосинтезу.
Таким чином, проведене комп’ютерне моделювання доводить, що найбільш біомеханічно обґрунтованим при черезвертлюгових переломах типу А1 є використання моделі PFN-стрижня у варіанті без застосування гвинтів для дистального блокування, саме при цьому варіанті спостерігали найнижчі показники НДС на металевому фіксаторі, мікрорухливість при статичному навантаженні на прооперовану нижню кінцівку сприятиме покращенню репаративного остеогенезу в цієї категорії хворих.
Висновки
1. Проведено комп’ютерне моделювання напружено-деформованого стану моделей остеосинтезу черезвертлюгових переломів типу А1 з метою визначення оптимального розподілу напружень при різних типах фіксації (пластина DHS та PFN-стрижень).
2. Визначено, що найбільш біомеханічно обґрунтованим при черезвертлюгових переломах типу А1 є використання моделі PFN-стрижня у варіанті без застосування гвинтів для дистального блокування, про що свідчать мінімальне напруження на металевому фіксаторі та наявність оптимальної мікрорухливості між кістковими відламками.
3. Екстраполяція результатів проведеного дослідження в клінічну практику буде сприяти визначенню диференційованого підходу до лікування хворих із черезвертлюговими переломами стегнової кістки, що покращить ефективність надання медичної допомоги цій категорії тяжких хворих.
Список литературы
1. Абдулхабиров М.А. Блокирующий интрамедуллярный остеосинтез / М.А. Абдулхабиров // Мат-лы Межд. конгресса «Травматология и ортопедия: современность и будущее». — М., 2003. — С. 193-194.
2. Аналіз стану травматологічно-ортопедичної допомоги населенню України в 2006–2007 рр.: Довідник / Гайко Г.В., Корж М.О., Калашніков А.В., Герасименко С.І., Полішко В.П. — К.: Видавнича компанія «Воля», 2008. — 134 с.
3. Боев В.Д. Компьютерное моделирование / В.Д. Боев, Р.П. Сыпченко. — М.: ИНТУИТ. РУ, 2010. — 349 с.
4. Гиршин С.Г. Клинические лекции по неотложной травматологии / С.Г. Гиршин. — М.: Азбука, 2004. — 543 с.
5. Зациорский В.М. Биомеханика двигательного аппарата человека / В.М. Зациорский, А.С. Аруин, В.И. Селуянов. — М.: Физкультура и спорт, 1981. — 143 с.
6. Королев А.Л. Компьютерное моделирование / А.Л. Королев. — М.: Бином; Лаборатория знаний, 2010. — 232 с.
7. Лазарев А.Ф. Новые подходы к лечению переломов проксимального отдела бедренной кости / А.Ф. Лазарев // Вестник травматологии и ортопедии. — 2004. — № 1. — С. 27-31.
8. Маланчук В.О. Імітаційне комп’ютерне моделювання в щелепно-лицевій хірургії / В.О. Маланчук, М.Г. Крищук, А.В. Копчак. — К.: Асканія, 2013. — 231 с.
9. Механико-математическая модель системы металлоостеосинтеза и расчет ее напряженно-деформированного состояния / Р.Р. Никифоров, С.Н. Куценко, Ю.А. Костандов и др. // Травма. — 2013. — Т. 14, № 3. — С. 43-51.
10. Распространенность переломов костей и результаты их лечения в Украине (клинико-эпидемиологическое исследование) / Н.А. Корж, С.И. Герасименко, В.Г. Климовицкий и др. // Ортопедия, травматология и протезирование. — 2010. — № 3. — С. 5-14.
11. Руководство по внутреннему остеосинтезу / М.Е. Мюллер, М. Алльговер, Р. Шнайдер, Х.М. Вилленгер. — Спрингер-Верлаг, 1996. — 750 с.
12. Юрійчук Л.М. Ендопротезування кульшового суглоба у хворих похилого та старечого віку з через- та міжвертлюговими переломами стегнової кістки: Автореф. дис... канд. мед. наук, спец.: 14.01.21 — травматологія та ортопедія / Л.М. Юрійчук. — К.: ДУ АМН України «Ін-т травматології та ортопедії», 2009. — 24 с.
/83.jpg)
/84.jpg)
/85.jpg)
/86.jpg)
/88.jpg)
/88_2.jpg)
/89.jpg)