Анализ биомеханических вариантов остеосинтеза диафизарных переломов ключицы Текст научной статьи по специальности «Строительство и архитектура»

УДК:616.71-0015-089.84.84:559.295

Шваб Н.Н.,1 Богорош А.^.,Василов В.М.,1Бурсук Е.И.,1 Шайко-Шайковский А.Г.3

1Черновицкая областная клиническая больница, Черновцы, Украина

2Киевский национальный технический университет КПИ (Киевский политехнический институт) 3Черновицкий национальный университет им. Юрия Федьковича, Черновцы, Украина

АНАЛИЗ БИОМЕХАНИЧЕСКИХ ВАРИАНТОВ ОСТЕОСИНТЕЗА ДИАФИЗАРНЫХ ПЕРЕЛОМОВ КЛЮЧИЦЫ

В травматологии и ортопедии всё большее распространение приобретает концепция остеосинтеза, которая базируется на принципе создания максимально стабильного соединения отломков при сохранении возможности их микроподвижности. Обязательным условием является безыммобилизационный режим пациентов в послеоперационный период и максимальное обеспечение кровоснабжения в зоне перелома [1].

Для реализации этой концепции необходима реализация оперативных путей лечения с возможным использованием разных фиксующих конструкцій. Биомеханические исследования и обоснование применения того или иного типа фиксующей системы для создания стабильного остеосинтеза - важная и актуальная задача, которая стоит перед специалистами, работающими в этой области. Это - врачи-травматологи, специалисты в области биомеханики, материаловедения, технологи обработки метал лов, сопротивления материалов, теории упру гости, строительной механики и т. д.

Сравние экспериментальных и теоретических исследований прочности и жёсткости биотехнических систем «отломки кости - фиксатор» при использовании разных типов фиксирующих конструкций - одно из условий обеспечения правильного выбора фиксирующей системы при создании остеосинтеза для того или иного вида повреждения или перелома кости.

В соответствии с данными различных авторов, переломы костей ключицы составляют 2,6-19,5% от всех переломов костей [6,7,8], в частности до 44% переломов костей, которые представляют верхний плечевой пояс [9].

Как правило, переломы ключицы возникают в средней трети [10], достигая по частоте 75% [11] всех переломов этой кости. Этим и обусловлена необходимость уделить особенное внимание лечению, в первую очередь, именно переломам средней трети ключицы [12].

Оценка теоретическим и экспериментальным путём прочности и деформативности биотехнической системы «кость-фиксатор» при использовании разных типов фиксирующих конструкций с целью создания стабильного остеосинтеза, сравнение результатов расчётов и измерений с последующим выбором наиболее целесообразного варианта фиксации для каждого вида и типа перелома - задача биомеханического исследования для обоснования того или иного способа фиксации.

При создания стабильного остеосинтеза рассмотрены следующие варианты фиксации отломков при диафизарных переломах ключичной кости: накостная плоская пластина; интрамедуллярный винт, двойная деротационная пластина, двойная деротационная пластина с ушками [2] . Рассматриваемые в работе конструкции накостных и интрамедуллярных фиксирующих конструкций представляют собой в настоящее время одни из самых предпочтительных конструкций для создания стабильного остеоситеза ключичной кости.

Теоретическая оценка деформативности биотехнической системы, образованной с помощью указанных выше конструкций, для случаев деформации изгиба и кручения, оценки допустимых значений нагрузок было проведено определение положения главных центральных осей инерции всех типов поперечных сечений указанных выше биотехнических систем. Определено положение центра тяжести сечения каждой биотехнической системы и с помощью теоремы об изменении осевых моментов инерции при параллельном переносе координатных осей определены главные центральные моменты инерции и моменты сопротивления для всех рассмотренных типов биотехнических систем.

Определены допустимые величины нагрузок на каждый тип фиксирующей системы при деформациях растяжения-сжатия, кручения, изгиба [3].

Величина нагрузки, которая выдерживается целой неповреждённой костью принималась в качестве своеобразного эталона.

Для деформации растяжения величина допустимой нагрузки определялась по формуле:

[P] £ [s] ■ F, (1)

где: [P] - допустимая величина осевой силы;

[s] - величина допустимого напряжения для костного вещества;

F - площадь поперечного сечения диафизарной части кости.

Абсолютное удлинение (укорочени) А! целой кости определяли по формуле закона Гука

PI

А! = , (2)

EF

где: А! - абсолютная осевая деформация;

P - величина осевой действующей силы;

E - модуль упругости І-го рода для кортикального вещества кости;

F - площадь поперечного сечения диафизарной части кости.

Оценка допустимых значений внешних нагрузок при деформации кручения проведена с использованием теории кручения некруглых профилей, в частности - теории кручения тонкостенных замкнутых профилей. Так, в конце малой полуоси сечения

Mk

tax = --- , (3)

Wk

где: tax - максимальные касательные напряжения в материале костной ткани;

Mk - крутящий момент;

Wk - момент сопротивления сечения при кручении (условная геометрическая характеристика). Из условия прочности получаем максимальное касательное напряжение

tax

где

f ab

= 2G^ —2--у £ [t] , (4)

la2 + b2

G - модуль упругости ІІ-го рода костной ткани;

j - угол закручивания; ! - длина кости;

2

a, b - размеры сечения (длина большого и малого диаметров);

[t] - допустимое значение напряжения.

На конце малой полуоси сечения ключичной кости величина допустимого крутящего момента не вызывает разрушения костного вещества [Mk] £ [t] ■ Wk. (5)

Момент сопротивления Wk при кручении определяется по выражению:

Wk

жЬън

16

(1 -a4)

(б)

который

где а = a±fa - отношение внутреннего и внешнего больших диаметров сечения кости;

n = a/b - отношение большого и малого внешних диаметров сечения кости.

Деформация изгиба вследствие специфики формы и анатомического расположения ключичной кости со-вершаается в плоскости, не совпадающей ни с одной главной плоскостью инерции. Это означает, что возникает явление косого изгиба (одной из разновидностей сложного сопротивления) . [3] .

В этом случае

a = Мгор + Мверрт £ [a]

'-'mav 1 — L'-'J

(7)

где: Мгор и Мверт - изгибающие моменты в главных плоскостях инерции;

Wy и Wz - осеовые моменты сопротивления сечения относительно главных осей инерции;

Onax - максимальная величина нормальных напряжений при изгибе;

[a] - допустимое значениия напряжения.

Для каждого отдельного случая плоского изгиба, который является составной частью сложного противления:

°nax £

M„

W.

(8)

со -

где Onax - максимальное нормальное напряжение в кортикальной костной ткани;

м таКзг - максимальный изгибающий момент в главной центральной плоскости инерции;

WHo. - осевой момент сопротивления относительно нейтральной оси.

Учитывая выражение (8) для изгиба в вертикальной и горизонтальной плоскостях, допустимые значения изгибающих моментов:

] = [a]Wy , (9)

[Мг°р] = [O]Wx . (10)

На основании полученных допустимых значений изгибающих моментов можно расчётным путём определить величины углов поворота сечений кости в вертикальной и горизонтальной плоскостях соответственно:

верт

[М врт ] ■ l

Е1у

(11)

q = [М гр ] ■ і

тр EIx

(12)

где: Iy та Ix - осевые моменты инерции сечнния кости относительно главных центральных осей.

Аналогичным образом определялись указаные выше параметры (1) - (12) для всех случаев фиксации

с помощью конструкций, представленных в табл. 1.

Полученные по выражениям (1) - (12) теоретические значения сопоставлены с экспериментальными

величинами, полученными опытным путём на специальной испытательной установке [4, 5].

Для удобства сравнения и анализа теоретических и экспериментальных результатов исследования на рис. 1 - 7 представлены графические зависимости деформативности всех рассмотренных групп препаратов, а также целой неповреждённой ключичной кости.

Во всех случаях экспериментальных исследований при их обобщении проведена соответствующая статистическая обработка полученных результатов, определено математическое ожидание, средне-

квадратичное отклонение, величины доверительных интервалов. Величина каждой выборки равнялась б. Сплошными линиями на графиках обозначены теоретические значения, пунктирными - экспериментальные результаты.

Рис. 1. Целая неповреждённая ключичная кость, прогибы в горизонтальной и вертикальной плоскостях.

Рис. 2. Препараты, синтезованные плоской накостной пластиной, прогибы в горизонтальной и вертикальной плоскостях.

3

Рис. 3. Зависимость прогибов препаратов, синтезованных интрамедуллярным винтом от изгибающих нагрузок в горизонтальной и вертикальной плоскостях.

Рис. 5. Зависимость вертикальных и горизонтальных прогибов ключичной кости, синтезованной двойной деротационной пластиной с ушками.

Рис. 4. Зависимость прогибов препаратов ключичной кости, синтезированных двойной деротационной пластиной от изгибающих нагрузок в горизонтальной и вертикальной плоскостях.

синтезованных ключичных костей в горизонтальной плоскости.

На рис. б, 7 кривые 1 отображают деформативность целой неповрежденной кости; кривые 2 - дефор-мативность препаратов, синтезированных плоской накостной пластиной (их деформативность в два рази выше, нежели у кривых 1 и 4, которые отображают поведение в случае деформации изгиба целой кости и препаратов, синтезированных двойной деротационной пластиной); кривые 3 - иллюстрируют деформативность биотехнической системы при использовании для остеосинтеза интрамедуллярного винта. Деформативность этой группы препаратов достаточно высокая как в вертикальной, так и в горизонтальной плоскостях; кривые 4 - характеризують деформативность препаратов, синтезированных двойной

деротационной пластиной. Как видно из графиков, представленных на рис. б, 7, деформативность препаратов в этом случае фиксации приближается к эталону - целой неповреждённой кости, что свидетельствует по высокой стабильности фиксации.

Кривые 5 - характеризуют свойства двойной деротационной пластины с ушками, которые несколько лучше, нежели у интрамедуллярного винта, но - значительно хуже, чем у других типов фиксаторов.

Анализ деформативности препаратов в вертикальной плоскости (рис. 7) показывает, что диапазон

возможных нагрузок достаточно жёстко ограничивается для плоской накостной пластины (кривые 2) вследствие конструктивных особенностей фиксаторов и соответствующим направлением изгибающих нагрузок.

Более всего в обеих плоскостях сопротивляются деформации изгиба препараты, синтезованые двойной деротационной пластиной. [9,10.11] .

Выводы

4

1. Предложена методика расчётной и экспериментальной оценки биомеханических параметров системы «отломки ключичной кости - фиксатор» при остеосинтезе с помощью простой накостной пластины, интрамедуллярного винта, двойной деротационной пластины, двойной деротационной пластины с ушками.

2. Анализ и сопоставление расчётных и экспериментальных результатов биомеханической оценки стабильности остеосинтеза при нагрузках растяжения-сжатия и кручения показал высокую способность двойной деротационной пластины сопротивляться указанным видам нагрузок.

3. При изгибе в горизонтальной и в вертикальной плоскостях лучшее качество фиксации при создании стабильного остеосинтеза возникает при использовании двойной деротационной пластины.

Разброс между експериментальными и теоретическими результатами для всех типов рассмотренных фиксующих конструкций находится в пределах 3,4 - 12,8%

ЛИТЕРАТУРА

1. Білик С.В., Рубленик І.М. Малоінвазівний накістковий остеосинтез в лікуванні діафізарних переломів плечової кістки // Ортопедия, травмотология и протезирование. - 2002. - № 2. - С. 111113 .

2. Пат. на винахід № 43275UA, А МПК 7 А61 В 17/56. - пристрій для остеосинтезу С.В. Білика та І.М. Рубленика / І. М. Рубленик, С.В. Білик (UA). - № 2001063739 заявки, заявл. 01.06.20011; опубл. 15.11.2004, Бюл. № 11. - 4 с.

3. Писаренко Г.С. Справочник по сопротивлению материалов / Писаренко Г.С., Яковлев А.П., Матвеев В.В. - Киев: Наукова думка, 1988. - 736 с.

4. А.С. 1409250 СССР, МКИ, А 61 В 17/58/ Устройство для определения деформации костного образца / В.Л. Васюк, И.М. Рубленик, А.Г. Шайко-Шайковский, К.Д. Радинский (СССР). - № 4161940/28-14; Завял. 16.12.86; опубл. 15.07.88; Бюл. № 26.

5. Василов В.В., Зинькив О.И., Билык С.В., Сапожник Н.Ф., Шайко-Шайковский А.Г. Ингтрамедул-лярный фиксатор с деротационным элементом для остеосинтеза/,В..В. Василов, О.И.Зинькив, С.В.Билык, Н.Ф. Сапожник, А.Г. Шайко-Шайковский.-Труды междунарародного симпозиума «Надёжность и качество-2013», Пенза,2013, т.2, с. 296- 297.

6. Зинькив О.И., Леник Д.К.,Сапожник В.Н., Василов В.М., Шайко-Шайковский А.Г Навигационное устройство для блокирующего интрамедуллярного остеосинтеза /О.И.Зинькив, Д.К.Леник, В.Н.Сапожник, В.М. Василов, А.Г.Шайко-Шайковский- Материалы международного симпозиума «Надёжность и качество 2012», Пенза, 2 012,-т .2.-с. 287 - 288.

7. Зинькив О.И., Леник Д.К., Циркот И.М., Олексюк И.С., Шайко-Шайковский А.Г. Способ фиксации длинных костей при остеосинтезе косых, поперечних и винтовых переломов диафиза/ О.И.Зинькив, Д.К.Леник, И.М.Циркот, И.С.Олексюк, А.Г.Шайко-Шайковский - Труды международного симпозиума «Надёжность и качество -2011», Пенза, -2011. с. 368 - 369.

8. Кравченко О.Ф., Онищенко А.В. Носивец Д.С. Первичный остеосинтез спонгиозным винтом при

переломах ключицы // Ортопедия, травматология.-2006.-№1.-с.20-23.

9. Тяжелов О.А., Шпаченко М.М., Чернецкий В.Ю., Карпинский М.Ю., Субота И.А. Експериментальне дослідження механічної міцності остеосинтезу перелому ключиці в середній третині різними фіксаторами // Науковий вісник Ужгородського університету.- вип. 32, 2007.- с.193-199.

10. Зинькив О.И., Леник Д.К., Сапожник В.Н. Василов В.М., Шайко-Шайковский А.Г Оценка напряжённо-деформированного состояния длинных костей при остеосинтезе с помощью математического моде-лирования/О.И.Зинькив, Д.К.Леник, В.Н.Сапожник, В.М.Василов, А.Г.Шайко-Шайковский- Материалы международного симпозиума «Надёжность и качество -2010», Пенза, 2010, т.1.-с.289-290.

11. Зинькив О.И., Василов В.В., Билык С.В., Олексюк И.С.Шайко-Шайковский А.Г. Накостный остеосинтез с помощью малоконтактной деротационной зигзагообразной пластины./ О.И.Зинькив, В.В.Василов, С.В.Билык, И.С.Олексюк, А.Г.Шайко-Шайковский.-Надёжность и качество сложных систем, №3, 2013, -С.66-69.