Содержание к диссертации
Введение
ГЛАВА 1. Аналитический обзор литературы 12
1.1. Биомеханика столы как части опорно-двигательного аппарата 12
1.2. Методы наружного чрескостного остеосинтеза 21
ГЛАВА 2. Математическое моделирование жесткости фиксации пяточной кости с помощью различных схем спицевого и стержневого остеосинтеза ...36
2.1 Спицевые элементы 39
2.2 Стержневые элементы 46
ГЛАВА 3. Конечно-элементное моделирование деформаций и жесткости внешней фиксации пяточной кости в аппаратах остеосинтеза 77
3.1 Принципы моделирования конструкций аппаратов остеосинтеза.. 77
3.2 Конечно-элементные модели аппаратов остеосинтеза и моделирование нагрузки 80
3.3 Результаты расчетов конечно-элементных моделей аппаратов остеосинтеза 89
ГЛАВА 4. Биомеханическое моделирование жесткости внешней фиксации пяточной кости при чрескостном остсосинтезс 100
4.1 Методика моделирования 100
4.2 Результаты моделирования и анализ 104
ГЛАВА 5. Биотехнические рекомендации и клинические наблюдения 116
5.1 Биотехнические рекомендации по выбору схемы фиксации отломков пяточной кости
5.2 Клинические наблюдения за лечением переломов и деформаций пяточной кости с помощью выбранных схем остеосинтеза 124
Общие выводы по работе 133
Заключение 135
Литература 138
- Методы наружного чрескостного остеосинтеза
- Стержневые элементы
- Конечно-элементные модели аппаратов остеосинтеза и моделирование нагрузки
- Результаты моделирования и анализ
Введение к работе
Актуальность. При лечении переломов и деформаций сегментов костной системы организма широко применяется метод чрескостного остеосинтеза с использованием спицевых и стержневых остеофиксаторов (Илизаров Г.А., 1983; Бейдик О.В., 2002; Стецула В.И., 2003; Шевцов В.И., 1995, Соломин Л.Н., 2005; Hutson J.J., 1996). Их проведение через фрагменты кости и закрепление свободных концов во внешних опорах аппарата остеосинтеза позволяет осуществить управляемый остеосинтез – необходимую репозицию фрагментов, их фиксацию с определенной жесткостью в заданном положении, требуемую компрессию или дистракцию. Такие воздействия на кость стимулируют начало остеогенеза и развитие репаративной костной регенерации. Этим достигается ускоренное сращение перелома либо исправление деформации кости при сохранении необходимой подвижности больного. В результате обеспечивается нормализация обменных процессов организма и предотвращается опасность возникновения местных воспалений.
Приведенные достоинства чрескостного остеосинтеза во многом связаны с жесткостью фиксации фрагментов кости, характеризуемой величиной их смещений и поворотов, не выходящих за допустимые пределы в условиях движений больного. Этим исключается опасность травматизации образующегося костного регенерата и сохраняется нормальный процесс сращения кости. На величину жесткости фиксации фрагментов в аппарате остеосинтеза влияют строение и свойства кости, а также конструктивные и прочностные параметры фиксаторов и других деталей аппарата, схема их расположения и характер действующих нагрузок (Барабаш А.П., 1996; Борисевич К.А., 1993; Дрягин В.Г., 2001; Попов И.Ф., 1996).
Рациональный учет и выбор указанных факторов остеосинтеза для создания необходимой жесткости фиксации возможен только на основе общего биомеханического подхода к исследованию жесткости, разработку которого до настоящего времени нельзя считать завершенной. Применительно к переломам пяточной кости это имеет особое значение, поскольку из всех костей опорно-двигательного аппарата она имеет значительные анатомические, структурные и функционально-нагрузочные отличия. Для устранения деформаций пяточной кости и стопы задачи остеосинтеза могут быть более сложными, что предъявляет дополнительные повышенные требования к параметрам внешней фиксации (Исмайлов Г.Р., 2000; Коробушкин Г.В., 2001; Ли А.Д., 2002; Пичхадзе И.М., 1997).
Более широкое и эффективное применение чрескостного остеосинтеза пяточной кости и стопы ограничивается недостаточной жесткостью схем фиксации костных фрагментов. Это приводит к расшатыванию фиксаторов и появлению воспалительных осложнений, из-за чего доля неудовлетворительных результатов лечения может достигать 62%.
Для разработки необходимого биомеханического подхода к выбору рациональных схем чрескостного остеосинтеза одним из целесообразных путей следует считать применение метода моделирования. Сведения о моделировании систем фиксации для остеосинтеза пяточной кости и стопы имеют отрывочный характер, поэтому разработка метода поэтапного моделирования схем и аппаратов с биомеханическим обоснованием их жесткости представляет значительную актуальность.
Исходя из вышеизложенного, сформулирована цель работы: разработка биомеханического подхода к обоснованию выбора рациональных систем чрескостного остеосинтеза с необходимой жесткостью фиксации при лечении переломов и деформаций пяточной кости за счет использования поэтапного моделирования схем и аппаратов фиксации.
Задачи работы, решаемые для осуществления поставленной цели:
-
Выполнить математическое моделирование деформированного состояния чрескостных фиксаторов при остеосинтезе пяточной кости.
-
Провести конечно-элементное моделирование деформаций и жесткости схем внешней фиксации в условиях остеосинтеза пяточной кости.
-
Осуществить биомеханическое моделирование путем экспериментального исследования жесткости аппаратов внешней фиксации фрагментов пяточной кости.
-
Разработать биотехническое обоснование выбора и применения рациональных схем чрескостного остеосинтеза при лечении переломов и деформаций пяточной кости.
Положения, выносимые на защиту:
-
Оценка с помощью математического моделирования параметров деформации спицевых и стержневых фиксаторов при одинаковых условиях нагружения применительно к пяточной кости выявила преимущества стержневых фиксаторов, что дало возможность обосновать выбор стержневой фиксации как стратегию остеосинтеза.
-
Результаты конечно-элементного моделирования жесткости аппаратов остеосинтеза для лечения переломов пяточной кости показали наиболее высокую жесткость схемы аппарата с консольно-сквозной стержневой фиксацией и обусловили ее выбор в качестве тактики остеосинтеза.
-
Определение действительных значений показателей жесткости и равномерности жесткости фиксации реальных пяточных костей при биомеханическом моделировании остеосинтеза на макетных аппаратах позволило установить, что наилучшие параметры жесткости фиксации обеспечивает консольно-сквозной стержневой тип аппарата.
-
Биотехническое обоснование и разработанные рекомендации являются базой для рационального выбора эффективной схемы чрескостного остеосинтеза отломков пяточной кости и деформаций заднего отдела стопы с учетом параметров массы больного, его возрастной группы, вида перелома.
Научная новизна. Впервые предложен метод поэтапного моделирования жесткости системы чрескостного остеосинтеза отломков пяточной кости и деформации стопы в аппаратах внешней фиксации за счет применения математического, конечно-элементного и биомеханического моделирования. В результате определены зависимости параметров деформированного состояния, а также жесткости фиксации аппаратов от биомеханических и медико-технических характеристик схемы фиксации, что послужило основой для формирования стратегии и тактики остеосинтеза.
Впервые разработаны и биотехнически обоснованы рекомендации для врачей по выбору рациональной компоновки аппаратов чрескостного остеосинтеза пяточной кости, обеспечивающие необходимую жесткость фиксации и учитывающие величину функциональных нагрузок, возраст больного, а также вид перелома.
Предложенный метод поэтапного моделирования трех типов систем чрескостного остеосинтеза пяточной кости показал, что фиксация с помощью сочетания консольного и сквозного двухопорного стержней обеспечивает наилучшую жесткость по сравнению с консольно-стержневой и спицевой схемами.
Разработанные и биомеханически обоснованные рекомендации по использованию систем чрескостного остеосинтеза с применением поэтапного моделирования обеспечили возможность рационального выбора типа и количества фиксаторов, а также схем их размещения в аппарате остеосинтеза при создании требуемой жесткости фиксации.
Практическая ценность. Результаты работы могут применяться в хирургической практике травматологии и ортопедии для повышения эффективности лечения переломов и устранения деформаций пяточной кости методом внешней фиксации.
Реализация результатов работы. Метод поэтапного моделирования систем чрескостного остеосинтеза внедрен в работу отделений травматологий и ортопедии МУЗ «Городская клиническая больница №2», МУЗ «Городская клиническая больница №7», МУЗ «Городская клиническая больница №9» г. Саратова, в учебный процесс кафедры травматологии, ортопедии и ВПХ СГМУ.
Апробация работы. Основное содержание работы докладывалось 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), на XVIII сессии Международной школы по моделям механики сплошной среды (г. Саратов, СГУ, 2007), на Межрегиональной конференции, посвященной 150-летию первого ректора Императорского Саратовского университета В.И. Разумовского (г. Саратов, СГУ, 2007).
Публикации. По теме диссертации опубликовано 12 научных работ, в том числе 3 работы в журналах из списка, рекомендованного ВАК.
Структура и объем диссертации. Работа содержит введение, пять глав, выводы и заключение. Общий объем работы составляет 156 страниц, включая 42 рисунка, 22 таблицы, 19 страниц библиографии, содержащей 177 наименований.
Методы наружного чрескостного остеосинтеза
Функциональные отклонения либо утрата функций опорно-двигательного аппарата составляет значительную и все возрастающую долю в общей заболеваемости, занимая одно из первых мест среди причин временной нетрудоспособности и инвалидности. Это связано, в основном, с высокими функциональными механическими наїрузками, что приводит к повреждениям, а также заболеваниям костей, суставов, мышц. С целью лечения указанных заболеваний успешно применяются мето ды погружного и наружного остеосинтеза, характеризуемые использованием металлических костных фиксаторов. При этом обеспечивается небольшой объем оперативного вмешательства с малой травматизацией сосудов, костей и мягких тканей, невысокой вероятностью осложнений, сокращенными сро ками лечения, полноценной медицинской и социальной реабилитацией боль ных [10, 42, 72]. Г \ В процессе погружного остеосинтеза производится введение фиксаторов в костные отломки непосредственно в зоне перелома [И]. В зависимости от типа фиксаторов, способов их введения и расположения он разделяется на внутрикостный остеосинтез с установкой фиксирующего стержня внутрь отломков, накостный остеосинтез при винтовом креплении соединительной пластинки, чрескостный остеосинтез с использованием скрепляющих винтов и спиц. Данные разновидности погружного остеосинтеза характеризуются неподвижным соединением отломков, что не позволяет управлять их состоянием и процессами остеогенеза, а также регенерацией костной ткани для эффективного сращения перелома. При наружном чрескостиом остеосинтезе предусматривается проведение спиц или резьбовых стержней через костные отломки при закреплении их свободных концов во внешних опорах аппарата фиксации [7, 10, 30]. В данных условиях обеспечивается возможность управлять положением отломков относительно друг друга как в поперечном, так и в продольном на правлениях и тем самым оказывать влияние на повышение эффективности сращения перелома и реабилитации пациента. Благоприятное течение процесса лечения переломов и получение заданных результатов требует выполнения нескольких основных принципов, относящихся ко всем видам остеосинтеза [10, 79]: - репонирование костных отломков особенно при внутрисуставных переломах должно осуществляться в соответствии с местными анатомическими особенностями, Ж - закрепление костных отломков должно обеспечивать их стабильное положение при действии функциональных нагрузок с величиной возможных перемещений в допустимых пределах, - хирургическое вмешательство должно характеризоваться минимальной травматичностью, - послеоперационный период должен протекать при наибольшей возможной функциональной подвижности больной конечности и организма пациента в целом. Реализация указанных условий достигается благодаря результатам исследований биомеханики, совершенствованию конструкции и применению в лечебной практике систем чрескостной внешней фиксации в аппаратах остеосинтеза. Основы внешней фиксации костных фрагментов стали осуществляться с середины XIX века, впервые аппарат чрескостной фиксации для лечения переломов был применен бельгийским хирургом А. Ламботтом в 1902 г., при этом фиксаторами служили резьбовые стержни [168]. В дальнейшем, как за рубежом, так и в России создавались и использовались различные конструкции стержневых аппаратов, позволяющие не только фиксировать костные фрагменты, но и производить их репозицию, включая растяжение. Так, в 1908 г. отечественный хирург К.Ф. Вегнер усовершенствовал и применил аппарат внешней фиксации при лечении тяжелого перелома голени, в 1917г. Л.Л. Розен предложил конструкцию, дающую возможность корректировать угловые смещения отломков в двух плоскостях. В 30-е годы зарубежные хирурги О. Штадер, Р. Хоффман, Г. Хайнес разрабатывали и использовали стержневые устройства для коррекции угловых смещений в трех плоскостях, для создания растяжения и сжатия отломков, их сущность служит прототипом для многих видов современных аппаратов [10, 11, 19]. Начиная с 1916 г., для репозиции отломков, их компрессии и дистрак-ции стали применяться спицевые фиксаторы, обеспечивающие малую трав-матичность при необходимой жесткости, создаваемой их предварительным натяжением. Из числа зарубежных специалистов впервые предложил и начал использовать спицы М. Киршнер, затем спицевые аппараты создавали и применяли Р. Андерсон, Р. Вилкокс, другие хирурги-ортопеды [10, II, 19J. К первым отечественным разработчикам спицевой фиксации принадлежат А.С. Перцовский, И.Ф. Рупасов, О.Н. Гудушаури. Такие спицевые аппараты характеризовались сложностью и громоздкостью конструкции, небольшими функциональными возможностями, что ограничивало их применение. ния с нияд Разработанный Г.А. Илизаровым новый эффективный принцип спицевой фиксации предусматривал фиксацию каждого отломка с помощью двух перекрещивающихся спид, закрепленных во внешней кольцевой опоре, при этом опоры обоих отломков соединялись резьбовыми стержнями [51, 52]. Прежложенный аппарат обеспечивал реализацию установленной Г.А. Илизаровым новой закономерности эффективного управления процессами косте-образования путем воздействия компрессии или дистракции на костный регенерат. Благодаря своим конструктивным, биомеханическим и медицинским достоинствам этот аппарат быстро получил широкое распространение в отечественной и мировой практике лечения переломов и исправления деформаций костей. В этот период Г.А. Илизаров и специалисты данного направления совершенствовали конструкцию аппарата, расширяя сферу его примене-для решения многих задач травматологии и ортопедии [53, 64, 71].
Стержневые элементы
Фиксация двумя взаимно перпендикулярными сквозным и консольным стержнями. Третья серия экспериментов предусматривала использование стержневой схемы фиксации с двумя взаимно перпендикулярными стержнями (рис. 31). Один стержень располагался перпендикулярно вертикальному продольному сечению кости, на середине высоты кости и на расстоянии 30 мм от ее передней части с закреплением обоими концами на кольцевой опоре. Второй стержень вводился в середину пяточного бугра кости перпендикулярно первому при расстоянии 8 мм в зоне их пересечения с консольным его закреплением на кольцевой опоре. Спицы проводились через соответствующие участки кости общеприня тым методом.
Стержни устанавливались в кость путем вворачивания его проксимального конца и рабочего, резьбового участка. На той части стержня, которая закреплялась в кольцевой опоре, имелась метрическая резьба.
Для всех схем моделирования жесткости фиксации принималось, что смещение кости под действием приложенной нагрузки происходит только за счет упругой деформации фиксаторов, возможная деструкция костной ткани в зоне ее контакта с фиксаторами не учитывалась.
К верхней стороне кости в зоне пересечения фиксаторов прикладывалась нагрузка при помощи мягкой проволочной петли с подвешенным гру-Ізом, что обеспечивало постоянство вертикального направления нагрузки. В этой же зоне устанавливался измерительный наконечник неподвижно закре-енного индикатора часового типа с ценой деления 0,01мм и погрешностью измерения 0,005мм. Оптимальная величина нагрузки выбиралась путем предварительных опытов, которые проводились для макетной схемы с наиболее прочными стержневыми фиксаторами.
Предварительные опыты показали, что смещение кости с необходимым превышением на 10% погрешности индикатора и сохранением в то же время упругого характера деформации фиксаторов достигается при нагрузке 50 Н. Учитывая, что данная нагрузка можег соответствовать нагрузке на пяточную кость при возможных перемещениях больного, было признано целесообразным проводить исследование жесткости фиксации кости при нагрузке 50 Н.
Жесткость фиксации кости и уровень ее равномерности определялись при различных направлениях приложенной нагрузки. При этом для учета влияний этих направлений на оценку истинного значения жесткости, нагрузка прикладывалась с поочередным угловым изменением ее радиального направления через каждые 30. С данной целью осуществлялись последовательные повороты кольцевой опоры аппарата внешней фиксации в нагрузоч-но-измерительном устройстве на специальных опорных валиках 3 вокруг горизонтальной оси плоскости фиксации (рис. 32). При этом, происходила самоустановка вертикального направления нагрузки благодаря пластичности материала нагрузочной петли 4.
Результаты эксперимента обрабатывались методами математической статистики согласно рекомендациям ГОСТ 8.0 И - 82.
Жесткость фиксации кости определялась по выявленным значениям среднеуглового смещения кости V (табл. 11... 13). Сравнение и оценка жесткости фиксации различных макетных схем устанавливались за счет сведения величин смещений V в табл.14.
Конечно-элементные модели аппаратов остеосинтеза и моделирование нагрузки
Шевцовым, и приобретенный клинический опыт показали, что их фиксирующая способность существенным образом зависит от многих технических факторов: силы натяжения спиц, их толщины, величины угла перекреста, длины пролета спицы, жесткости внешней опоры [103, 105].
Придание одновременно всем этим факторам требуемых оптимальных характеристик практически не представляется возможным, что обусловливает ряд недостатков спицевой фиксации. Так малый диаметр спиц создает повышенное контактное давление на кость, что вызывает резорбцию костной ткани, подвижность спиц и воспалительные явления в прилегающих биоструктурах. Первично натянутая спица при действии функциональных нагрузок удлиняется и прогибается, поэтому для восстановления жесткости необходимо регулярное перенатяжение спицы с неизбежным травмированием костного регенерата и замедлением сращения [5, 12, 19]. Необходимость проведения увеличенного числа спиц через отломки сильно нагруженной пяточной кости и других сегментов обусловливает повышенную трудоемкость ос-теосинтеза и создает значительную суммарную площадь раневых каналов с повышением до 55% доли воспалительных осложнений [10, 11].
В связи с приведенными причинами наряду с развитием спицевого ос-теосинтеза продолжались исследования и совершенствование стержневой фиксации, направленные на повышение точности репозиции отломков, увеличение жесткости фиксации, ее стабильности и равномерности. С этими целями А.К. Калнберз, А.А. Корж, И.А. Катаев, О.В. Бейдик и другие проводили исследования по выбору материалов и созданию конструкций консольных и сквозных стержневых фиксаторов, наиболее благоприятно взаимодействующих с биоструктурами [11, 54, 64, 72].
Открытые методы репозиции и металлоостеосинтеза позволили значительно улучшить результаты лечения переломов пяточной кости. Однако они достаточно травматичны, требуют длительной подготовки кожных покровов к оперативному вмешательству. Часто требуется выполнение костной аутопластики для замещений дефектов при переломах пяточной кости. Предложены и используются различные металлоконструкции для погружного остео-синтеза. Наиболее часто применяются накостные пластины «без плеча» и пластины «с плечом», винтовые спонгиозные фиксаторы, спицы, проволока [101, 165]. Высокий риск гнойных осложнений, недостаточный запас жесткости и стабильности остеосинтеза, смещения металлофиксаторов, невозможность раннего приложения осевой нагрузки и восстановления опорности стопы не позволяют широко использовать данные методики и приводят к неудовлетворительным результатам лечения в 15 - 90% случаев [161, 174].
Удаление погружных металлоконструкций после сращения перелома пяточной кости приводят к дополнительным психологическим и физическим страданиям больного [145,147,148].
Ряд авторов предлагает использовать в качестве оперативного пособия при тяжелых внутрисуставных оскольчатых переломах пяточной кости арт родез подтаранного сустава с использованием ауто- и аллотрансплантатои
Чрескостный остеосинтез с использованием аппаратов внешней фиксации позволяет малотравматичным способом достичь закрытой репозиции отломков пяточной кости и дальнейшей их фиксации до сращения перелома [147, 152].
Наиболее широкое распространение получили спицевые аппараты внешней фиксации. Так, П.С. Бессмертный в 1966 году применил «Способ
лечения переломов пяточной кости с помощью спиц Киршнера». Указанный способ предусматривает использование двух параллельно расположенных планок, соединенных дугой и планкой. Спицы проводятся во фронтальном направлении через бугор, тело, передний отдел пяточной кости. Путем перемещения репонирующей дуги производится восстановление таранно-пяточного угла. Автору удалось добиться полного восстановления тараино-пяточного угла у 60% пациентов. Однако у многих больных после снятия аппарата длительное время отмечались боли и отек поврежденной стопы [17]. К
Э.С. Жейдурс [1969] использовал для лечения переломов пяточной кости оригинальное устройство, содержащее специальный ложемент в соответствии с продольным сводом стопы. Спицы проводились в поперечном направлении к длиннику стопы через пяточный бугор, головки плюсневых костей и крепили к скобам. Путем дистракции между скобами производились репозиция и фиксация отломков пяточной кости.
Е.П. Архипов [1969] предложил устройство для лечения переломов пяточной кости, состоящее из двух скоб, одна из которых подвижна. Репозиция осуществлялась путем управления дистальным отломком пяточной кости. Однако проведение одной спицы через пяточный бугор не обеспечивало стабильной фиксации из-за отсутствия возможности управления дистальным отломком во фронтальной плоскости.
А.Д. Пишок применил репонирующий компрессионно-дистракционный аппарат, состоящий из опорного кольца на нижней трети голени и соединенных с ним винтами и шарнирами скоб в области пяточного бугра и переднего отдела пяточной кости[109]. Пяточный бугор низводился с помощью винтов.
И.Р. Воронович и Г.М. Никитин предложили компрессионио-дистракционное приспособление, состоящее из трех дуг: стабилизирующей, репонирующей и компрессирующей[36, 106]. Последними двумя дугами производилась репозиция костных отломков.
А.В. Лыжин модифицировал аппарат для восстановления функции коленного, локтевого и лучезапястного суставов[91]. Аппарат содержит кольцо, центральную и боковую дуги. Боковая дуга соединена с центральной дугой шарнирно. При переломах пяточной кости спицы проводят через голень, таранную кость и пяточный бугор. Низведением боковой дуги осуществлялось восстановление угла Белера.
Результаты моделирования и анализ
Применяемые методы лечения переломов костей нижней конечности характеризуются применением функциональных дозированных, щадящих на грузок переменного характера на больную конечность в посттравматический период реабилитации. Этим стимулируется обмен биожидкостей в кости, процессы остеогенеза и образования регенерата в зоне контакта костных от ломков [51,53]. Й J
В ходе сращения перелома протекают рост и консолидация костного регенерата, что происходит благодаря изменению в нем составляющих биоструктуры и характеристик упругости. Согласно сведениям Х.А. Янсона в начале процесса регенерат состоит из высокоупругих структур, включающих коллаген, аморфные белки, мукополисахариды с малым модулем упругости величиной не более 2 кгс/мм" и значением относительной упругой деформации до 15 % [155]. Вслед за этим происходит минерализация регенерата с образованием частиц гидроксиапатита и костных структур, вследствие чего величина модуля упругости возрастает до 5-Ю2 кгс/мм2 и упругая деформация снижается до 8 %. В заключительном периоде сращения регенерат приобретает, в основном, минерализованную костную структуру с повышением модуля упругости до 22-102 кгс/мм2 и уменьшением упругой деформации до 2
В результате действия дозированных нагрузок в период лечения перелома и реабилитации больных могут происходить перемещения костных отломков с деформацией растущего регенерата. При таких деформациях напряжения в его структуре не должны превышать предела упругости, чтобы не вызывать пластических деформаций, травмирования регенерата и нарушения нормального процесса сращения перелома. Допустимая величина перемещений отломков на уровне перелома в данных условиях связана с начальной длиной регенерата, зависящей от ширины щели перелома. Исследования Ю.П. Пуритиса и Х.А. Янсона показали, что увеличение ширины щели К и длины регенерата в пределах 0,1...3,0 мм, получаемое при репозиции отломков, позволяет ограничить требования к их допустимым перемещениям и жесткости фиксации, но может увеличить срок сращения перелома. В среднем допустимая величина взаимного перемещения отломков пяточной кости составляет 5...6 мм, угол их поперечного поворота - 6...7. В соответствии с разработками Х.А. Янсона это может происходить при действии в зоне перелома наибольшей силы величиной 17 кгс на растущий костный регенерат, жесткость которого принята в три раза меньше по сравнению с нормальной костью [155].
Рассмотренные биомеханические характеристики стопы, пяточной кости и костного регенерата необходимо учитывать при выборе свойств остеофик-саторов и характеристик системы фиксации отломков. В данных случаях, как рекомендует Х.А. Янсон, следует иметь в виду, что в условиях статического иагружения отломков силами сжатия, растяжения, изгиба и кручения могут рассматриваться такие биомеханические качества фиксаторов, как допустимая нагруженность, прочность, жесткость [113, 155, 157].
Допустимая наїружениость представляет предельные значения видов нагрузки, при которых фиксатор еще сохраняет упругий характер деформаций, не получая остаточной деформации. Однако уже при значениях нагрузок, не достигающих данного предела, происходит пластическая деформация костного регенерата, его травматизация и вторичное смещение отломков. Методы контроля степени наїружения системы фиксации по допустимой на-гружешюсти фиксатора в биомеханике пока не разработаны, поэтому данное качество может использоваться для сравнительной оценки различных видов фиксаторов [113, 155, 156].
Работоспособность и прочность фиксаторов характеризуются наибольшим значением нагрузки, при которой происходит их разрушение с максимальным возможным относительным удлинением. Поскольку величина относительного удлинения костной ткани и регенерата на порядок меньше, чем удлинение металлических материалов фиксаторов, то значит при нагрузках, К
соответствующих прочности фиксатора, уже произойдет разрушение кости. Из-за этого характеристики прочности фиксаторов могут применяться для косвенной оценки других биомеханических качеств фиксаторов [113, 155].
Степень сопротивления фиксаторов упругим деформациям при опреде ленных видах и значениях приложенной нагрузки представляет их жесткость. Величина жесткости обусловлена характеристиками упругости материала фиксатора и размерными параметрами его сечения, жесткость позволяет вы числить значения линейных перемещений и угловых поворотов фиксатора, а также связанных с ним костных отломков и регенерата. По указанным осно ваниям жесткость рассматривается многими отечественными и зарубежными исследователями как важнейший биомеханический критерий качества фикса торов [11, 19, 114,127]. W " Исследование параметров жесткости остеофиксаторов и аппаратов ос-теосинтеза. установленных на конечности больного, в реальных условиях его лечения и реабилитации не представляется возможным по биотехническим и медицинским соображениям. В связи с этим для определения близких к реальным значениям показателей жесткости фиксаторов и аппаратов применяется метод биомеханического моделирования жесткости с использованием свежих (необработанных) костных сегментов, физико-механические свойства которых в среднем принимаются близкими к соответствующими параметрам функционирующей кости больного [65].
В соответствие с поставленными целями исследования при этом разрабатывается методика биомеханического моделирования жесткости с применением специальных установок, использующих физические модели костных фрагментов, обеспечивающих физическое моделирование функциональных нагрузок при точном измерении перемещений фрагментов.
