Содержание к диссертации
Введение
ГЛАВА 1. Аналитический обзор литературы 17
1.1 Биомеханика голени как части опорно-двигательного аппарата 17
1.2 Методы наружного чрескостного остеосинтеза 23
1.3 Внешняя фиксация при переломах голени 28
Выводы 33
ГЛАВА 2. Математическое моделирование деформационного поведения фиксаторов и жесткости фиксации при остеосинтезе болыпеберцовой кости 35
2.1 Спицевые фиксаторы 35
2.2 Стержневые фиксаторы 41
Выводы 69
ГЛАВА 3. Компьютерное моделирование напряженно-деформированного состояния и жесткости систем внешней фиксации в аппаратах остеосинтеза болыпеберцовой кости 71
3.1 Конечно-элементные модели аппаратов остеосинтеза и моделирование функциональной нагрузки 71
3.2 Моделирование деформированного состояния и жесткости фиксации аппаратов остеосинтеза 81
Выводы 88
ГЛАВА 4. Биомеханическое моделирование жесткости систем внешней фиксации фрагментов болыпеберцовой кости в аппаратах остеосинтеза 90
4.1 Методика моделирования 90
4.2 Результаты моделирования и их анализ 96
4.3 Клинические наблюдения ПО
Выводы 113
ГЛАВА 5. Биотехнические рекомендации по рациональному выбору и применению систем внешней фиксации для остеосинтеза при лечении переломов большеберцовой кости 115
Выводы 123
Общие выводы по работе 125
ЗАКЛЮЧЕНИЕ 127
ЛИТЕРАТУРА 130
- Биомеханика голени как части опорно-двигательного аппарата
- Спицевые фиксаторы
- Конечно-элементные модели аппаратов остеосинтеза и моделирование функциональной нагрузки
- Методика моделирования
- Биотехнические рекомендации по рациональному выбору и применению систем внешней фиксации для остеосинтеза при лечении переломов большеберцовой кости
Введение к работе
Актуальность. Внешний чрескостный остеосинтез является эффективным методом лечения переломов трубчатых костей опорно-двигательного аппарата (Илизаров Г.А., 1982; Бейдик О.В., 2004; Шевцов В.И., 2005, Девятов А.А., 1990; Wagner H., 1994). Он предусматривает проведение фиксаторов в виде спиц и стержней через костные отломки и закрепление их свободных концов во внешних опорах аппарата остеосинтеза. Конструкция фиксаторов и аппарата обеспечивает возможность управления положением отломков с их необходимым сопоставлением при требуемой жесткости фиксации и последующей дистракции либо компрессии. Это улучшает процессы остеогенеза и регенерации костной ткани в зоне перелома, повышая эффективность его сращения и реабилитации больного. Одновременно сохраняется функциональная подвижность конечности и организма в целом, что нормализует протекание процессов обмена и уменьшает вероятность появления локальных воспалительных осложнений (Ли А.Д., 1983; Баширов Р.С., 2002; Соломин Л.Н., 2005; Steinemann S.G., 1988, Vidal J., 1970).
Реализация лечебных и реабилитационных преимуществ чрескостного остеосинтеза в значительной степени обусловлена жесткостью фиксации костных отломков для ограничения величины их перемещений и поворотов при действии функциональных нагрузок. Данные перемещения не должны превышать определенных значений, чтобы не вызвать травматизации образующегося костного регенерата, нарушения процессов его консолидации и сращения перелома. Жесткость фиксации зависит от конструкции и свойств материалов фиксаторов, схемы их расположения в аппарате остеосинтеза, от параметров других элементов аппарата. В то же время на выбор указанных характеристик влияют требования наименьшей травматичности и трудоемкости остеосинтеза, связанные с минимально возможным количеством фиксаторов определенных видов (Корж А.А., 1988; Городниченко А.И., 2000; Фурдюк В.В., 1997; Янсон И.А., 1985).
Попытки разрешения данной сложной многофакторной проблемы за счет поиска и применения различных концепций фиксации в отсутствие единого подхода к остеосинтезу не позволяют существенно уменьшить долю неудовлетворительных результатов лечения переломов. Это имеет особое значение в отношении костей голени, число переломов которых составляет наибольшую долю среди костных сегментов опорно-двигательного аппарата, достигая 35%. Причины данного положения связаны с биомеханическими особенностями берцовых костей, характеризуемых повышенными функциональными нагрузками, при значительной длине, небольшой площади сечения и малой толщине окружающих мягких тканей. В этих условиях недостаточная жесткость фиксации отломков наиболее нагруженной большеберцовой кости приводит к расшатыванию фиксаторов, локальному воспалению и разрушению костной ткани (Мюллер М.Е., 1996, Хелимский А.М., 1976; Либерман С.Б., 1976; Шевцов В.И., 2005).
До настоящего времени разработка общего подхода к выбору рациональных систем внешней фиксации остается незавершенной. При этом одним из эффективных путей выбора и обоснования схем фиксации при переломах трубчатых костей следует считать применение метода моделирования. Поэтому разработка наиболее полного и достоверного обоснования выбора систем внешней фиксации с необходимой жесткостью путем комплексного подхода к ее моделированию для повышения эффективности лечения переломов большеберцовой кости представляет актуальную задачу.
Цель работы: разработка биомеханического обоснования выбора рациональных систем внешней фиксации при лечении переломов большеберцовой кости с помощью комплексного подхода к моделированию остеосинтеза.
Задачи работы:
1. Провести математическое моделирование деформационного поведения фиксаторов под действием нагрузок при остеосинтезе большеберцовой кости.
2. Осуществить компьютерное моделирование напряженно-деформированного состояния систем внешней фиксации под нагрузкой в аппаратах остеосинтеза большеберцовой кости.
3. Провести биомеханическое моделирование характеристик жесткости систем внешней фиксации костных фрагментов большеберцовой кости путем экспериментального исследования моделей аппаратов остеосинтеза.
4. Разработать биотехнические рекомендации по выбору и применению рациональных систем внешней фиксации костных фрагментов с необходимой жесткостью в аппаратах остеосинтеза при лечении переломов большеберцовой кости.
Научная новизна. Впервые предложен комплексный подход к моделированию жесткости системы внешней фиксации отломков большеберцовой кости в аппаратах чрескостного остеосинтеза с использованием математического, компьютерного, биомеханического моделирования. Благодаря этому выявлены взаимосвязи характеристик напряженно-деформированного состояния и жесткости аппаратов с физио-биомеханическими и биомедицинскими параметрами системы фиксации, что позволило обосновать формирование стратегии и тактики остеосинтеза.
Впервые разработаны биотехнические рекомендации, имеющие вид таблицы, по выбору рациональной системы внешней фиксации в аппаратах остеосинтеза большеберцовой кости, обеспечивающие необходимую жесткость фиксации, учитывающие уровень функциональных нагрузок, состояние структуры и прочностные характеристики костной ткани, а также вид перелома.
Практическая ценность. Результаты работы могут быть использованы в практике отделений травматологии и ортопедии медицинских учреждений для повышения эффективности чрескостного остеосинтеза при лечении переломов и устранении деформаций большеберцовой кости и других костных сегментов опорно-двигательного аппарата.
Предложенный комплексный подход к моделированию трех типов систем внешней фиксации фрагментов большеберцовой кости в аппаратах остеосинтеза показал, что консольно-сквозная стержневая система обеспечивает наилучшую жесткость фиксации, так как консольно-стержневая и спицевая системы характеризуются меньшими значениями жесткости.
Разработанные биомеханические рекомендации по созданию и применению систем внешней фиксации с использованием комплексного подхода к их моделированию позволяют всесторонне обосновать формирование стратегии и тактики остеосинтеза. Это характеризуется рациональным выбором вида и числа фиксаторов, а также системы их расположения в аппарате остеосинтеза для получения необходимой величины жесткости фиксации и ее равномерности, обеспечивающих эффективное лечение переломов и устранение деформаций большеберцовой кости, а также и других костных сегментов опорно-двигательного аппарата.
Положения, выносимые на защиту.
1. Деформационные характеристики стержневых фиксаторов при функциональных нагрузках большеберцовой кости в условиях остеосинтеза аппаратами внешней фиксации превосходят показатели спицевых фиксаторов в тех же условиях, что позволило с помощью компьютерного моделирования выбрать в качестве стратегии стержневую фиксацию.
2. Наибольшую жесткость по сравнению с другими типами аппаратов имеют аппараты с консольно-сквозной стержневой фиксацией, что было установлено с помощью компьютерного моделирования. Это определяет рациональный выбор как тактики остеосинтеза.
3. Наиболее близкие к действительным значения перемещений и поворотов фрагментов реальной большеберцовой кости при нагружении функциональными силами были получены с помощью биомеханического моделирования, что выявило наибольшую жесткость и равномерность жесткости системы фиксации консольно-сквозного стержневого аппарата.
4. Результаты комплексного моделирования как биомеханическое обоснование рекомендаций по выбору рациональной системы внешней фиксации отломков большеберцовой кости с необходимой жесткостью при использовании характеристик массы больного, степени остеопороза и вида перелома.
Реализация результатов работы. Комплексный подход к моделированию систем внешней фиксации внедрен в работу отделений травматологии и ортопедии ММУ «Городская клиническая больница №2», ММУ «Городская клиническая больница №9» г. Саратова, в учебный процесс кафедры травматологии, ортопедии и ВПХ СГМУ.
Апробация работы. Основные материалы работы докладывались на III осенней научно-практической конференции студентов и молодых ученых «Молодежь и наука: итоги и перспективы» (г. Саратов, СГМУ, 2005), на VIII съезде травматологов и ортопедов России (г. Самара, 2006), на 67-й весенней научно-практической конференции студентов и молодых специалистов СГМУ: «Молодые ученые – здравоохранению региона» (г. Саратов, 2006), на Всероссийской научно- практической конференции молодых ученых, посвященной 85-летию со дня рождения академика Г.А. Илизарова и 35-летию Российского научного центра «Восстановительная травматология и ортопедия» (г. Курган, 2006).
Публикации. По теме диссертации опубликовано 11 научных работ, в том числе 3 работы в журналах из списка, рекомендованных ВАК, и 8 работ в других изданиях.
Структура и объем диссертации. Работа состоит их введения, пяти глав, выводов и заключения. Общий объем работы составляет 152 страниц, включая 25 рисунков, 13 таблиц, 19 страниц библиографии, содержащей 167 наименований.
Биомеханика голени как части опорно-двигательного аппарата
Биомеханика в современной медицине является одним из важнейших направлений исследования механических характеристик биотканей, органов, систем и организма в целом для условий статики, кинематики, динамики. Закономерности биомеханики необходимы при рассмотрении проблем травматологии, ортопедии, стоматологии, кардиологии, неврологии, которые могут иметь как хирургический так и терапевтический, а также реабилитационный характер [12, 91].
Наибольшее значение имеют биомеханические зависимости в решении задач травматологии и ортопедии, связанных с лечением переломов и исправлением дефектов костных сегментов опорно-двигательного аппарата. Это объясняется сложностью его кинематики, значительными статическими и динамическими функциональными нагрузками, что создает большие внутренние напряжения в костной ткани, вызывая опасность возникновения переломов [91,136].
В то же время циклические функциональные нагрузки и напряжения вызывают в костной ткани увеличение и уменьшение объема структурных пор. Как установили А.А. Утенькин, М.К. Витола, В.И. Стецула, этим создаются условия нормального обмена биожидкостей для питания компактной костной ткани, что обусловливает протекание необходимых процессов остеогенеза и регенерации [110, 124].
Одним из наиболее нагруженных костных сегментов опорно-двигательного аппарата является большеберцовая кость, воспринимающая по данным И.В. Кнетса и др. несколько основных видов нагрузки: силы тяжести, силы ускорения нижней конечности, силы мышечных воздействий [54, 136]. Величина и характер данных нагрузок формируются во взаимодействии костей голени через коленный сустав с бедром и через голеностопный сустав - со стопой. При этом, как было установлено К. Ламбертом, на малоберцовую кость приходится не более 15 % продольной нагрузки, поскольку при более высоких ее значениях кость получает продольный изгиб [159].
Статические положения тела характеризуются действием силы тяжести, наибольшую величину имеет продольная сила опорной реакции при стоянии; в лежачем положении возникает минимальная поперечная сила от собственной массы голени, распределенная по ее длине. Динамические условия создаются при ходьбе, беге, прыжках, других активных движениях, что обусловливает действие на голень наиболее значительных по величине и сложных по характеру нагрузок [12,92,136].
Точное установление воздействия на голень каждой из указанных видов сил представляет сложную, многофакторную, трудноопределимую задачу. Поэтому с помощью теоретических расчетов и методов опорной динамографии М. Лоуренс и др. произвели приближенную оценку основных видов нагрузки на кости голени [92, 136, 160]. Согласно результатам данных исследований вертикальная составляющая опорных реакций при ходьбе со специальным измерительным устройством составляет величину, равную 1,2 -1,4 веса тела. В физиологических условиях функционирования продольная нагрузка на большеберцовую кость согласно исследованиям М.Ф. Паувелса не превышает величины, в четыре раза больше веса тела. Изгибающий момент по результатам измерений доходил до 500 кгс-см, момент кручения -до 150 кгс-см. При динамическом максимальном сокращении всех мышц голени, имеющих наибольшую площадь физиологического сечения около 70 см2, расчетное значение продольной силы тяги может достигать 700 кгс [162].
Спицевые фиксаторы
Необходимым условием эффективного протекания процессов сращения перелома и реабилитации больного является сохранение подвижности конечности и восприятие ей функциональных опорных нагрузок, благодаря чему поддерживаются явления циркуляции биожидкостей и обмена. В то же время должна быть обеспечена взаимная неподвижность костных отломков в зоне их стыка, чтобы исключить опасность травматизации растущего костного регенерата, нарушения процессов его консолидации и сращения перелома. Данное условие выполняется благодаря способности чрескостных фиксаторов оказывать сопротивление деформации под действием нагрузок, т.е. проявлять необходимую жесткость [62, 134].
Величина жесткости фиксаторов определяется свойствами их материала и длиной, а также, формой и размерами поперечного сечения фиксаторов, оказывая большое влияние на жесткость фиксации отломков в аппарате остеосинтеза. Чтобы обосновать выбор системы внешней фиксации отломков большеберцовой кости, производится математическое моделирование жесткости спицевых и стержневых фиксаторов, а также моделирование жесткости фиксации отломков. При этом используются положения сопротивления материалов с последующим расчетом величины жесткости как наибольших возможных перемещений и поворотов сечения фиксаторов под нагрузкой [35,109].
Конечно-элементные модели аппаратов остеосинтеза и моделирование функциональной нагрузки
На основе результатов проведенного математического моделирования жесткости фиксаторов и определения стратегии остеосинтеза принимаются для компьютерного моделирования типы аппаратов остеосинтеза со спицевой фиксацией, с консольной стержневой фиксацией и с консольно-сквозной стержневой фиксацией. Компоновка аппаратов характеризовалась применением общего принципа остеосинтеза, предусматривающего двухуровневую фиксацию каждого их двух костных отломков с использованием типовых деталей из комплекта аппарата Г.А. Илизарова [134].
Для моделирования деформированного состояния аппаратов под нагрузкой исследовались одни из самых рациональных схем расположения фиксаторов и других элементов, использовались известные размеры элементов и механические свойства их материалов. Скомпонованные аппараты рассматривались как пространственные, комбинированные системы стержней, в которых при нагрузке на фиксаторы могут возникать деформации сжатия, растяжения, изгиба, кручения. Данные системы стержней моделируются с помощью различных конечных элементов компьютерной программы, за счет чего создается конечно-элементная модель аппарата остеосинтеза каждого типа.
Первый тип аппарата моделирует спицевую фиксацию костных отломков и содержит следующие элементы, изготовленные из стали 12Х18Н10Т(рис.13):
- четыре параллельно расположенные плоские кольцевые опоры 1 при расстоянии друг от друга 90 мм, наружным радиусом RH = 76 мм, внутренним радиусом Re = 60 мм, размером поперечного сечения 16 х 5 мм, с отверстиями диаметром 8 мм, равномерно расположенными по плоскости опоры;
- три соединительных стержня 2 диаметром 5 мм между каждой парой опор;
- два спицевых фиксатора 3 длиной 150 мм, диаметром 1,5 мм, перекрещивающиеся под углом 90 и в каждой опоре расположенные параллельно друг другу, сила предварительного натяжения каждой спицы на опоре составляет 100 кгс.
Методика моделирования
Биомеханическое моделирование жесткости внешней фиксации костных отломков предусматривало использование в качестве образцов тридцати реальных необработанных болынеберцовых костей длиной не менее 200 мм, отобранных у трупов мужчин в возрасте 35-45 лет, которые были предоставлены БСМЭ Саратовской области. В подготовленную кость вводились остеофиксаторы, которые затем закреплялись в опорах аппарата внешней фиксации. Для исследования было - подготовлено три типа экспериментальных моделей аппарата, отличающихся видом и расположением фиксаторов, а также конструкцией внешних опор, при этом использовалась двухуровневая фиксация проксимального и дистального сегментов кости.
Первый тип экспериментальной модели системы фиксации характеризовался применением спицевых фиксаторов и кольцевых опор, причем по две спицы проводились перпендикулярно друг другу и под углом 90 к оси кости. Спицы пересекались на расстоянии 5 мм и крепились к каждой из двух опор диафизарного и метафизарных отделов кости (рис.20,а).
Второй тип модели фиксации отличался использованием консольных стержневых фиксаторов и дугообразных опор, при этом по два фиксатора проводились перпендикулярно друг к другу под углом 90 к оси кости на расстоянии между ними 8 мм, закрепляясь на каждой из опор метафизарных отделов кости. По одному фиксатору проводилось перпендикулярно оси и под углом 90 друг к другу при закреплении каждого на одной из двух опор диафизарного отдела кости в положении, параллельном размещению ближайшего из сдвоенных фиксаторов (рис.20, б)
Третий тип модели предусматривал применение консольных и двухопорных сквозных фиксаторов с проведением сквозных стержней параллельно друг другу под углом 90 к оси кости и закреплением по одному на каждой из опор метафизарных отделов кости (рис.20,в). Консольные стержни проводились параллельно сквозным стержням и друг другу, закрепляясь по одному на каждой из двух опор диафизарного отдела кости.
Между каждой парой аппаратов всех типов устанавливалось по три стяжных стержня, которые обеспечивали стягивание опор с усилием 3 кгс при помощи резьбовых соединений.
Биотехнические рекомендации по рациональному выбору и применению систем внешней фиксации для остеосинтеза при лечении переломов большеберцовой кости
Рациональность систем внешней фиксации с биотехнических позиций оценивается по величине максимальных перемещений и поворотов костного фрагмента при действии функциональных нагрузок, а также по характеристикам равномерности жесткости фиксации, полученным в результате проведенного компьютерного и биомеханического видов моделирования. Кроме того, при оценке рациональности систем учитывались значения суммарной площади раневых каналов в мягких тканях и кости, а также площади контакта поверхности фиксаторов с костной тканью, принимался во внимание характер перелома.
К числу критериев эффективности жесткости фиксации были отнесены предельно допустимые величины перемещения костного фрагмента, равного 3 мм, и его поворота, составляющего 2 [137]. Это обусловлено биомедицинскими требованиями к целостности костного регенерата, образующегося на стыке костных отломков при сращении перелома в процессе остеосинтеза. Вероятность такой травматизации регенерата с нарушением нормальных процессов лечения и сращения перелома зависит от соотношения между действительными значениями перемещений, а также поворотов отломка и указанными допустимыми величинами.
Действительные перемещения и повороты отломка при определенной системе его фиксации находятся в пропорциональной зависимости от действующих на отломок продольной и поперечной сил, а также крутящего момента, возникающих в условиях функциональных движений больного и связанных с массой его тела. Проведенное комплексное моделирование характеризовалось применением среднестатистических значений продольной силы Рх = 50 кгс, поперечных сил Ру = 5 кгс Р, = 5 кгс, крутящего момента Мх = 500 кгс-мм, образующихся в результате движений больного - мужчины среднего возраста 35-45 лет со средней массой тела 75 кг. При других величинах массы тела больного пропорционально изменяются функциональные нагрузки на дистальный костный отломок, а также значения его перемещений и поворотов.
Если принять, что указанные изменения массы и нагрузки близки к прямо пропорциональному характеру, то можно произвести прогностический расчет возможных максимальных перемещений и поворотов отломка при каждом виде системы его фиксации для определенных категорий массы больного. Это позволит для конкретных клинических условий выбрать наиболее рациональную систему фиксации, жесткость которой обеспечивает безопасную минимальную величину перемещений и поворотов отломка.
Согласно имеющимся биомеханическим рекомендациям значения массы тела ортопедических больных, начиная от детей старшего возраста, разделяются на несколько основных категорий [2, 36, 137]:
1 - от 20 до 30 кг,
2 - от 30 до 50 кг,
3 - от 50 до 75 кг,
4 - от 75 до 90 кг,
5 - от 90 до 115 кг.
