CC BY
10БИОМЕХАНИЧЕСКАЯ МОДЕЛЬ ГОЛЕНИ ПРИ ВНУТРИКОСТНОМ ДИСТРАКЦИОННОМ ОСГЕОСИНГЕЗЕ
бильность фиксации и полное вправление вывиха, а так же исключает повторное оперативное вмешательство для удалений фиксаторов.
Высокая информативность, уЗИ при диагностике повреждения акромиально-ключичного сочленения,
эффективность, простота и надежность восстановления связочного аппарата при вывихе акромиального конца ключицы, позволяет рекомендовать их для применения в клинической практике при лечении больных с указанным видом повреждений ключевого пояса.
биомеханическая модель голени при внутрикостном дистракционном остеосинтезе
В.В. Драган, В.Э. Филатов, А.В. Ткач, М.В. Андрианов, А.А. Герман, П.Н.Федуличев, А.В. Данилюк, А.Е. Аникин
ГУ «Крымский государственный медицинский университет им. С.И. Георгиевского», Симферополь, УкраТна, Центр механических испытаний и сертификации материалов и элементов конструкций института проблем прочности им. Г.С. Писаренко HAH Украины, г. Киев, Украна
Abstract: The need of this scientific research was associated with the test drive intraosseous devices for lengthening the tibia, in order to determine the strength characteristics of the apparatus. The results of this tests demonstrate high technical characteristics of structures, even at maximum design loads, which indicates their potentially high reliability for use in clinical practice.
Keywords: tibia, drive intraosseous distraction device, biomechanical model, the test apparatus.
Практическое испытание искусственных конструкций, внедренных в кость, и получение корректных результатов возможно при наличии базовых индикативных величин нагрузок, возникающих в комплексе кость-конструкция [6]. увеличивающееся с каждым годом количество различного рода имплантантов для длинных костей нижних конечностей стало причиной разносторонних исследований системы распределения сил в нижних конечностях. Первой отправной точкой таких научных изысканий стали работы по определению нагрузок в суставах [9] и внутренних силах в конечностях, полученные in vivo [16].
Появление более мощных цифровых компьютеров и программного обеспечения позволило создавать наиболее приближенные к действительности биомеханические модели конечностей человека [10, 13].
Однако необходимо признать, что тестирование комплекса аппарат — «мокрая большеберцовая кость» в лабораторных условиях не сможет дать полной картины по ряду причин. Дело в том, что одним из наиболее важных факторов повышения адаптационных возможностей голени к довольно высоким внешним нагрузкам является действие растяжек: активних — тяги мышц и пассивных — малоберцовой кости, межкостной мембраны, межберцового синдесмоза и боковых связок. С этих позиций голень следует рассматривать как единую систему опоры, которая состоит из более жестких элементов, несущих основную нагрузку сжатия, и менее жеских элементов, которые в основном нагружены на растяжение. При относительно малых нагрузках значение растяжек сравнительно небольшое и достаточный запас прочности обеспечивается несущей способностью самой кости. Картина резко меняется при значительном увеличении нагрузки. Как правило, это сопровождается напряжением мышц и cухожилий. Модуль упругости мышц по мере перехода в активное состояние и увеличения силы сокращения несколько раз больше, и это в несколько раз повышает несущую способность и жесткость голени. Голень является автоматически действующей саморегулирующейся системой с пульсирующей переменной жесткостью; геометрические и механические характеристики её, и в конечном итоге запас прочности регулируется адекват-
но внешней нагрузке. Полная эффективность системы и максимальный запас прочности проявляются только в стресс-ситуациях, т. е. только когда внешние силы угрожают разрушить систему. учитывая все вышесказанное, можно сделать вывод, что получить данные о динамических нагрузках in vivo очень сложно. Тем не менее, в лабораторных условиях можно исходить из того, что аппарат берет на себя опорную функцию кости после ее пересечения для целей дистракционного остеосинтеза. То есть естественные нагрузки на кость передаются на конструктивные элементы аппарата в той же мере. Также для испытаний в лабораторных условиях важно учесть «неестественные» нагрузки, возникшие в результате дистракционного диастаза. Другой проблемой, связанной с выбором испытательных параметров, является достаточно широкий разброс научных литературных данных о механических свойствах биологических тканей. Исходя из этого, при проведении настоящих изысканий был заложен принцип «верхних значений». То есть при выборе между верхним и нижним значением параметра нагрузки (вилка значений), указанного в литературе, во внимание принимается величина большая по значению. Этим же объясняется расчет нагрузок для пациента с удлиненными голенями без учета снижения нагрузок за счет использования дополнительных опор (костыли, ходунки, палочка). Иными словами, при выборе условий, в которых рассчитываются нагрузки на комплекс аппарат — большеберцовая кость, пациент ходит без внешних опор — «ходит на аппаратах».
Простое испытание прочностных характеристик комплекса аппарат — большеберцовая кость на разрушение не даст достаточных данных для анализа, так как отсутствие базовых данных о естественных нагрузках (биомеханическая модель) не позволяет сделать сравнение и прийти к аргументированным выводам. Именно поэтому, необходим учет дополнительных внутренних сил, возникающих в голени и воздействующих на комплекс аппарат — большеберцовая кость (энергия упругой деформации). Речь идет о силах сопротивления, возникающих в ответ на растяжение тканей голени. Наличие мощной ахилловой связки, задней группы мышц определяют специфику
Рис. 1. Деление большеберцовой кости в соответствии с длиной дистальных (периферических) частей Ld (слева). Векторы положения в новых местных системах координат рг и ^г точки центра тяжести ноги (тела). Изображение
скелетно-мышечной модели tnorm = 0.5 (справа).
системы значений и векторов сил при внутрикостной дистракции, особенно на значительные величины.
Цель исследования: расчет внутренних сил, возникающих в голени и воздействующих на комплекс аппарат — большеберцовая кость для проведения испытания аппарата и определения прочностных характеристик приводного внутрикостного дистракци-онного аппарата.
Материалы и методы: При выполнении расчетов были выбраны следующие исходные условия: вес тела пациента 800Н (80 кг), комплекс аппарат — больше-берцовая кость в состоянии дистракции на 6 см, рост
пациента 1, 70 м. Все указанные параметры превышают среднестатистические данные для пациентов, обратившихся для удлинения нижних конечностей, что согласуется в принципом «верхнего значения», заложенного в основу исследования.
Прежде чем непосредственно приступить к рассмотрению вопросов, связанных с биомеханическими аспектами, уместно будет привести несколько фактов из научной литературы, касающихся предельных нагрузок на большеберцовую кость. Так по данным В.Л. Уткина (1989) [7], при растягивающей продольной силе кость выдерживает напряжение 150 Н/мм2. Это в
Рис. 2. Внутренние усилия (слева) и внутренние моменты (посредине) во время цикла ходьбы (фаза опоры и фаза колебания) в трех направлениях вдоль оси большой берцовой кости. Усилия выражены относительно веса тела (BW), а моменты выражены относительно веса тела на миллиметр (BWmm). Направления и расположения внутренних нагрузок (справа). Направления моментов представлены в соответствии с правилом буравчика (правилом правого винта).
Таблица 1
Сравнение наибольших нагрузок, при определении силы контакта бедра и силы контакта колена (осевая сила действия кости на верхнюю суставную поверхность большеберцовой кости), опубликованные в результате исследований на живом организме. Силы измеряются при помощи величины, соответствующей весу тела (В^.
источник сила контакта бедра (измеряется величиной веса тела (BW)) сила контакта колена (измеряется величиной веса тела (BW))
Подсчет 4.4 3.3
Davy et al. (1988) 2.8 -
Bergmann et al. (1993) 4.1 -
Brand et al. (1994) 3.3 -
Bergmann et al. (2001) 2.9 -
Lu et al. (1997) - 3.2
Lu et al. (1998) - 2.8
Taylor et al. (1998) - 2.5
Taylor and Walker (2001) - 2.8
D'Lima et al. (2005) - 2.8
30 раз больше, чем давление, разрушающее кирпич. Прочность кости на растяжение почти равна прочности чугуна. При сжатии большеберцовая кость выдерживает вес 27 человек. Предельная сила сжатия составляет 16 000 — 18 000 Н. При ходьбе, моменты скручивающих сил могут достигать 15 Нм. Но, чтобы большеберцовая кость стала разрушаться, момент скручивающейся силы должен быть не менее 140 Нм.
За основу в настоящем исследовании взята работа авторов T. Wehner, L.Claes и U. Simonab (2009) [11] посвященная вопросу определения внутренних усилий большеберцовой кости, а также моментов ее изгиба во время ходьбы. Авторами T. Wehner, L. Claes и U. Simonab была создана биомеханическая скелет-но-мышечная модель нижних конечностей (рис. 1), работающая на основе движения по 15-ти оптическим маркерам и силы опорной реакции грунта (GRF). Мышечные усилия были рассчитаны с целью определения трехмерной нагрузки на большеберцовую кость (рис. 2) во время ходьбы при помощи программного обеспечения, разработанного научно-исследовательской группой, занимающейся исследованиями человеческого организма (Any Body research group) [11], при чем выполнялось условие равновесия биомеханической модели во время каждого шага. В общем было исследовано до 100 шагов.
Для получения точных данных об использовании такой искусственной модели, измерение силы контакта в тазобедренном суставе, а также силы действия бедренной кости на суставную поверхность большеберцовой кости, сравнивались с результатами исследований, проведенных на живых организмах [10]. Авторами также были проанализированы данные большого количества исследований, касающихся нагрузок на нижние конечности. Обращает на себя внимание разброс в значениях нагрузок на бедро и голень, несмотря на принцип исследований in vivo. Это по-видимому объясняться различной методологией проводимых тестов (табл. 1). Рассчитанные результаты усилий тазобедренного сустава, а также силы действия бедренной кости на суставную поверхность большеберцовой кости, показали пик нагрузок вначале (t (время) ~ 0 — 0,21)) и в конце (t ~ 0,43 — 0,63) фазы опоры (рис. 2а). Максимальные величины (табл.1) составили 4,4 веса тела (BW) усилий на тазобедренный сустав и 3,3 (BW) на суставную поверхность большеберцовой кости.
Наивысшие внутренние усилия большеберцовой кости во время ходьбы всегда имели продольное направление ^у), и величина ее увеличивалась в конце
фазы опоры (рис. 2а). Моменты изгиба большеберцовой кости Мх и Mz (рис. 2б) промежуточного положения (Ld = 0,5L) имели одинаковую величину в начале фазы опоры, но момент в сагиттальной плоскости имел большую величину в конце фазы опоры. Крайние значения внутренних нагрузок вдоль оси большеберцовой кости варьировались от 1,5 веса тела в миллиметрах (BWmm) до 87,7 (BWmm) (рис. 2б). В дистальной области большеберцовой кости доминировала осевая сила при трехмерных внутренних нагрузках. Однако при увеличении расстояния от голеностопного сустава проксимально, моменты увеличивались до 71,6 (BWmm) в сагиттальной плоскости.
Таким образом, проведенные исследования показали [11], что наивысшие внутренние нагрузки в нижней конечности наблюдались в последней фазе опоры. В этот период цикла ходьбы, центр тяжести располагался в центре стопы, а сила опорной реакции грунта (GRF) вызывала моменты изгиба в сагиттальной и фронтальной плоскостях благодаря рычагу между линией действия опорной реакции грунта и голеностопным суставом. Оба момента были зафиксированы в результате работы мышц голени, особенно m. soleus (2,0 BW) и m. gastrocnemius (1,1 BW), что привело к большим внутренним нагрузкам в последней фазе опоры. Мышечные сокращения вместе с опорной реакцией грунта (GRF) явились причиной очень большого внутреннего усилия, действующего в осевом направлении (до 4,7 веса тела), которое может оказаться критическим для имплантируемых устройств, особенно в дистальной части большеберцовой кости. Осевая нагрузка в верхней трети большеберцовой кости (рис. 2) в фазе опоры при ходьбе равняется 4,2 веса тела.
Для расчета сил, возникающих в мышцах и других тканях голени при растяжении используют модуль Юнга. Как известно, Модуль Юнга (модуль упругости, англ. Young modulus, modulus of elasticity) — коэффициент, характеризующий сопротивление материала растяжению/сжатию при упругой деформации.
Модуль Юнга рассчитывается следующим образом:
E
. F/S x/l
Fl Sx
где:
Е — собственно модуль упругости в паскалях F — сила в ньютонах, S — площадь, на которую действует сила, I — длина деформируемого стержня,
ЕЖЕМЕСЯЧНЫЙ НАУЧНО-ПРАКТИЧЕСКИИ МЕДИЦИНСКИМ ЖУРНАЛ
Таблица 2
Механические свойства мягких тканей модели голени в нормальном физиологическом состоянии
объект Модуль юнга, па (Е) Коэффиц. пуассона плотность, Кг/м3
Ахиллово сухожилие 3,8х108 0,3 1120
Трехглавая мышца 7,28х104 0,49 1100
Передняя мышца 4,07х104 0,49 1100
Мышцы глубокого слоя 7,28х104 0,49 1100
Кожный покров 2,49х106 0,48 138
Связки 3,8х108 0,3 1120
х — удлинение/укорочение стержня в результате упругой деформации (в тех же единицах, что и для I).
Таким образом, имея величины модуля Юнга для тканей голени, зная значения площадей (сечений), на которые воздействует растягивающая сила, а также имея данные об исходной длине и величине удлинения для каждого вида тканей, появляется возможность вычисления силы вызывающей растяжение и равняющейся, фактически, в совокупном значении, силе упругой деформации. Значения модуля Юнга для тканей голени (табл. 2), как и коэффициента Пуассона, характеризующего упругие свойства материала были взяты из научных работ Л.Б Маслова (2008) [3].
Сразу следует обратить внимание на значения коэффициента Пуассона. Как известно, коэффициент Пуассона характеризует упругие свойства материала. При приложении к телу растягивающего усилия оно начинает удлиняться (то есть длина увеличивается), а поперечное сечение уменьшается. Коэффициент Пуассона показывает, во сколько раз изменяется поперечное сечение деформируемого тела при его растяжении или сжатии. Для абсолютно хрупкого материала коэффициент Пуассона равен 0, для абсолютно упругого — 0,5. Для большинства сталей этот коэффициент лежит в районе 0,3, для резины он примерно равен 0,5 (измеряется в относительных единицах (мм/мм, м/м)).
Уравнение коэффициента Пуассона:
где
V— коэффициент Пуассона.
— деформация в поперечном направлении (отрицательный для осевого растяжения, положительный для осевого сжатия)
£дзип1 —продольнаядеформация (положительный для осевого растяжения, отрицательный для осевого сжатия).
Обращает на себя внимание, что упругие свойства мышц и кожных покровов сходны с упругими свойствами резины (коэффициент Пуассона близок к значению 0,5). В то же время, для связок (коэффициент Пуассона =0,3), упругие свойства приближаются к показателям, характерным для очень твердых материалов (сталь).
Однако, необходимо признать, что провести корректные расчеты для мышц очень сложно. Упругие и другие свойства мышц могут меняться очень быстро в зависимости от многочисленных факторов. Кроме текущих, динамически меняющихся условий (к примеру, нервные импульсы центральной и периферической нервных систем), необходимо брать во внимание конституциональные особенности исследуемого, тре-
нированность его мышечного аппарата и т. д. [3]. А эти особенности лежат в достаточно широких пределах для того, чтобы можно было бы учесть все возможные варианты.
Тем не менее, для целей испытаний, достаточно было бы иметь индикативные значения, дающие представления о минимальных и максимально возможных изучаемых нагрузках. Сначала надо определить, за счет каких тканей происходит удлинение сегмента конечности при дистракционном процессе. Для этого необходимо подробнее остановиться на свойствах ахиллова сухожилия, как довольно специфичного анатомического образования голени [4].
Ткань ахиллова сухожилия состоит на 30% из коллагена, 2% эластина, кислых полисахаридов (гиа-луроновая кислота, хондроитинсульфат) и воды [12]. Коллагеновые волокна группируются в первичные пучки, из которых формируются большие вторичные пучки или фасцикулы, которые окружены эндотеноном — рыхлой соединительной тканью, содержащей нервы, кровеносные и лимфатические сосуды, и обеспечивающей возможность некоторого скольжения пучков относительно друг друга. Ахиллово сухожилие — самое прочное сухожилие человека. Оно отличается высокой устойчивостью к разрыву, значительной эластичностью и пластичностью при самой незначительной растяжимости. Соотношение поперечников сухожильной и мышечной частей здесь составляет 1:150, в то время как для остальных сухожилий 1:40-1:80. По данным автора Н. ТЬюгтапп (1995) [8] прочность сухожилия составляет около 4500 Н (450 кг) при статических нагрузках, и до 9300 Н (930 кг) при динамических. Длина сухожилия увеличивается при этом на 7-15% от первоначальной [14]. Выше было указано, что коэффициент Пуассона ахиллова сухожилия (0,3) практически равен коэффициенту Пуассона материала из стали. Иными словами, ахиллово сухожилие имеет минимальную способность к линейному растяжению (деформации).
Учитывая вышесказанное, можно сделать вывод о том, что растяжение тканей голени при дистракции происходит в основном за счет мышц, имеющих лучшие показатели растяжимости. Однако, очевидно, что допустим, модуль Юнга не будет постоянной величиной на протяжении заданной дистракции (6 см). Несмотря на то, что удлинение (работа привода) [2] проводится практически в одинаковых условиях — мышцы находятся в относительном покое, сама специфика строения мышечной ткани предопределяет динамическое изменение упругих свойств. Это хорошо заметно с начала выполнения программы удлинения, когда работа аппарата до уровня дистракции 3-3,5 см совершенно не затруднена, а затем усилия на привод для получения дистакционного шага постепенно начинают увеличиваться. Дело в том, что поперечнополосатая
рис. 3. примерный вид кривых деформирования эластина и коллагена
(J. E. Gordon, 1978).
Таблица 3
сводные данные для расчетов для задней группы мышц голени
объект площадь поперечного сечения м2 (S) средняя изначальная длина(м) (L) среднее удлинение от изначальной величины (м) (x) Модуль юнга (Е)
Задняя группа мышц фаза компенсации 0,0047-0,00488 (0,00479) 0,17-0,26 (0,215) 0,030 7,28х104 н/м2
Задняя группа мышц фаза декомпенсации 0,0047-0,00488 (0,00479) _ _ 0,2 н/мм2 (напряжение на разрыв)
ДЕФОРМАЦИЯ £,
(скелетная) мышечная ткань построена из множества многоядерных волокноподобных клеток. Однако, кроме них, существует так называемая матрица, в которой распределены армирующие ее прочные нити, или волокна, из эластина, который имеет очень малый модуль Юнга и кривую деформирования такого типа, как показана на рис. 3 [15]. Эластин, в свою очередь, армирован прочными зигзагообразными волокнами коллагена, с более высокими значениями модуля Юнга. Вследствие того что армирующие волокна сильно перекручены, они вносят очень малый вклад в сопротивление материала растяжению при малых деформациях. Т.е. при небольшом натяжении имеет место пассивное «распрямление коллагенновой сетки» и поведение мышечной ткани в этом случае весьма близко к поведению эластина. Однако, по мере того, как композитная ткань вытягивается, коллагеновые волокна постепенно становятся все более туго натянутыми и соответственно, начинают вносить свой вклад в сопротивление увеличивающемуся натяжению. Таким образом, значение модуля Юнга становится выше, вплоть до величин, которые являются критичными для прочностных характеристик материала. Поэтому, для сравнительно небольших величин деформации/удлинения (до 3 см) использование модуля Юнга для мышц голени в нормальном физиологическом состоянии будет корректным. Тем более, что на практике, среднее линейное удлинение (деформация) составляет 1,0 мм в сутки и фактически дистракция в 30,0 мм достигается в течение одного месяца. В дальнейшем, величина модуля Юнга будет увеличиваться по причине потери эластичных свойств мышцы из-за более активного деформирования коллагенной составляющей.
И здесь, следуя принципу «верхних значений» можно опереться на известные данные о величине растяги-
вающей силы, при которой происходит разрыв мышцы (составляет в среднем 0,2 Н/мм2) [7]. Иными словами, расчет по величине прочности на разрыв может дать верхнее предельное индикативное значение, когда функциональные эластичные возможности мышечной ткани достигли предела. Конечно, полученные значения сил будут завышены, так как средний ежесуточный дистракционный диастаз не превышает 1 мм. То есть условия, в которых происходят изменения упругих свойств мышц на практике гораздо более щадящие и позволяют мышечной ткани постепенно, с меньшим стрессом, адаптироваться ко всё увеливающемуся растяжению. Тем не менее, полученные данные будут иметь прикладное значение при испытательных тестах, как предельно расчетные для максимально возможных нагрузокдистакционного процесса голени.
Результаты и их обсуждение: Для расчета предлагается взять заднюю группу мышц (табл. 3), как наиболее функционально значимую для удлинения голени. При определении площади сечения мышц, использовались результаты исследования МРТ, полученные у 9 пациентов [5]. Для передней группы мышц (m. extensor digitorum longus, m. extensor hallucis longus, m. tibialis anterior, m. peroneus longus, m.peroneus brevis), для мышц глубокого слоя (m. popliteus, m. flexor hallucis longus, m. tibialis posterior, m. flexor digitorum longus), для мышц задней группы (m. triceps surae (m. gastrocnemius et soleus), tendo calcaneus [Achillis]), кожный покров (7,0
— 8,5 см2). Площадь сечения в передней группе мышц в покое составляло 15,9 — 17,9 см2, в глубоком слое 7,0
— 9,5 см2, в задней группе 45,7 — 48,8 см2.
Расчет силы упругой деформации для задней группы мышц вычисляем по формуле (1) из которой следует F= E ■ S ■ x / L
F = 7,28104 ■ 0,00479 ■ 0,03 / 0,215 = 48,7Н (= 5 кг).
ЕЖЕМЕСяЧНыЙ НАУЧНО-ПРАКТИЧЕСКИЙ МЕДИЦИНСКИЙ ЖУРНАЛ
рис.4. График параметров статической нагрузки на аппарат
Сила, которую необходимо приложить для того, чтобы растянуть заднюю группу мышц голени на 3 см равняется приблизительно 49 Н или 4,9кг. Поскольку совокупная площадь поперечного сечения других групп мышц голени относятся к площади поперечного сечения задней группы мышц, приблизительно, как 1 к 2, то при прочих равных условиях можно предположить, что на начальной стадии дистракции необходимо прикладывать суммарное усилие не более 8-10 кг. Усилие на разрыв для этой же группы мышц будет составлять порядка 958 Н или около 96 кг. Для всего же мышечного массива такая величина будет составлять 1 461 Н или 146 кг, т.е около 150 кг. Таким образом, учитывая нижнее и верхнее индикативные значения усилий, необходимых для растяжения мышечного массива голени на разных стадиях дистракционного процесса, можно сделать вывод, что реальная величина силы, необходимая для растяжения голени лежит в диапозоне от 10 кг до 150 кг, и скорее всего не превышает 50 кг [1]. Тем не менее, для выбора режимов испытаний, мы берем верхние значения нагрузки, как залога более жестких условий для тестирования конструкций, и, в конечном счете, для подтверждения работоспособности аппарата при критических нагрузках.
Испытание приводных внутрикостных дистракци-онных аппаратов для голени [2] проводилось в лаборатории механических испытаний Института проблем прочности им. ГС. Писаренко НАН Украины на серво-гидравлической машине ^^оп 8802 фирмы ^^оп (Великобритания, 2005г. выпуска). Все дистракционные аппараты, выбранные для испытаний, имели выдвинутый шток на 60 мм. Иными словами, конструкция соответствовала состоянию внутрикостной дистракции в 6 см. Была поставлена задача проверки прочностных и функциональных характеристик аппаратов при статической и циклической нагрузках. После выполнения испытаний, аппараты разбирались и составные части аппаратов изучались на предмет остаточных деформаций. Можно видеть на представленных выше сводных данных (рис. 4), что аппарат на голень выдерживает достаточно высокую статическую осевую нагрузку (12 000 Н или 1 200 кг), то есть обладает достаточными прочностными характеристиками для защиты штифто-ванной кости. При изучении элементов аппарата после проведенного испытания остаточных деформаций не выявлено. Также была проверена работа привода ап-
парата и самого аппарата на голень при статической осевой нагрузке до 150 кг. Этот параметр нагрузки был выбран как предельный для дистракции, приводящий к повреждению мышц. Тестируемый аппарат размещался между прессорными элементами ^^оп 8800 и затем, поэтапно (в шагом в десять кг), создавалась осевая статическая загрузка.
При этом, инициировалась работа привода и проверялась функция аппарата в режиме домкрата. Полученные результаты позволили сделать вывод о функциональных возможностях аппарата, сохраняющего свою работоспособность при предельно расчетных нагрузках. При изучении элементов аппарата после проведенного испытания остаточных деформаций не выявлено.
Для проверки прочностных характеристик внутри-костного аппарата на голень при циклических осевых нагрузках, имитирующих ходьбу, были выбраны следующие параметры:
1. Для фазы колебания (относительного расслабления) при шаговом движении, нагрузка составляет 150 кг. Фактически, это сила упругой деформации, возникающая в тканях голени в ответ на критическую дистракционную нагрузку растяжения, приводящую к повреждению тканей.
2. Для фазы опоры при шаговом движении, нагрузка составляет 525 кг. Фактически, это суммарная величина 4,7 весов тела человека (4,7 х 80 кг) и внутренней силы упругой деформации (150 кг), возникшей по причине дистракции.
3. Цикл шагового движения (циклической нагрузки) составляет 1 сек или равняется частоте 1 гц.
Аппарат был протестирован при 10 000 циклах. При изучении элементов аппарата после проведенного испытания остаточных деформаций не выявлено.
вывод: Анализ биомеханических данных, в том числе и расчетных, о функциональных нагрузках, возникающих в голени на фоне дистракции, и результатов проведенных испытательных тестов внутрикостных аппаратов, подтверждают высокие технические характеристики конструкций даже при максимальных расчетных нагрузках (статической осевой — 12 000 Н, статической осевой при работе привода и механизма — 1 500 Н и циклической (шаговой) — 5 250 Н), что указывает на их потенциально высокую надежность при использовании в клинической практике.
внутрикостный ДИСТРАКЦИОННЫй ОСГЕОСИНГЕЗ по МЕТОДУ БЛИСКУНОВА
литература
1. Блискунов А. И. Удлинение бедра управляемыми имплантируемыми конструкциями (экспериментально-клиническое исследование) : дис. ... доктора мед. наук : 14.00.22 / Блискунов Александр Иванович. — М., 1983. — 305 с.
2. Драган В.В. Удлинение голени приводными внутрикостными аппаратами // Травма.- 2009.- том 10.- №2.- С.147-154.
3. Маслов Л. Б. Разработка реалистичных моделей упругих элементов опорно-двигательного аппарата человека / Л. Б. Маслов, Н. А. Сабанеев // Вестник ИГЭУ. — 2008. — Вып. 3. — С. 31-36.
4. Привес М. Г. Анатомия человека /ПривесМ. Г., Лысенков Н. К., Бушкович В. И. — 12-е изд. — СПб. : Изд. дом СПб. МАПО, 2004. — 720 с.
5. Савка И. С. Эндоскопическая фасциотомия в комплексном лечении стрессовых повреждений костей голени / И. С. Савка, В. А. Ступаренко // Укр. журн. малоунвазивног та ендоскопучног хурургуг. — 2003. — № 7 (4). — С. 21-24.
6. Тяжелов А. А. Исследование напряженно-деформированного состояния системы кость-фиксатор на модели остеосинтеза бедренной кости /А.А. Тяжелов, А. Н. Чуйко, М. А. Рами [и др.] // Травма. 2003. — Том 4. — №1. — С. 30 — 36.
7. Уткин В. Л. Биомеханика физических упражнений : Учеб. пособие для студентов фак. физ. воспитания. — М. : Просвещение, 1989. — 210 с.
8. Diefunktionelle Behandlung derfrischen Achillessehnenruptur. Eine klinische und experimentelle Studie / Thermann H., Frerichs O., Biewener A., Krettek C., Schandelmaier P. //
Unfallchirurg. — 1995. — Vol. 98. — S. 570-575.
9. Direct comparison ofmuscle force predictions using linear and nonlinear programming / Pedersen D. R., Brand R. A., Cheng C., Arora J. S. // J. Biomechanical Engineering. — 1987.
— Vol. 109. — P. 192-199.
10. Hip contact forces and gait patterns from routine activities /Bergmann G., Deuretzbacherb G., Hellerc M. [et al.] // J. Biomechanics. — 2001. — Vol. 34, Issue 7. — P. 859-871.
11. Internal loads in the human tibia during gait/Tim Wehner, Lutz Claesa, Ulrich Simon // J. Clinical Biomechanics. — 2009.
— Vol. 24. — P. 299-302.
12. Mafulli N. Rupture of the Achilles tendon / N. Mafulli // J. Bone Jt. Surg. —1999. — Vol. 29-A. — P. 259-264.
13. Musculoskeletal loading conditions during walking and stair climbing /Heller M., Bergmann G., Deuretzbacher G. [et al.] // J. Biomechanics. -2001. — Vol. 34. — P. 883-893.
14. Novacheck T. F. Running injuries: a biomechanical approach / T. F. Novacheck // J. Bone Jt. Surg. — 1998. — Vol. 80-A.
— P. 1220-1233.
15. Pin site care during external fixation in children: results of a nihilistic approach / Gordon E., Kelly-Hahn J., Carpenter C. J., Schoenecker P. L. // J. Pediatr. Ortoped. — 2000. — Vol. 20. — P. 163-165.
16. Telemetrized orthopaedic implant work at case western reserve university / Davy D. T., Kotzar G. M., Berilla J., Brown R. H. // In: Implantable Telemetry in Orthopaedics / Bergmann G., Graichen F., Rohlmann A. editor. — Berlin : Forschungsvermittlung der Freien Univ. Berlin (ISBN 3927433-45-4), 1990. — S. 205-220.
УДК 616.71-001.5-089.84
внутрикостный дистрАКционный остеосинтез по методу блискунова. этапы развития
С.А. Джумабеков, В.В. Драган
Научно-исследовательский институт травматологии и ортопедии, г. Бишкек, Кыргызская Респулика ГУ «Крымский государственный медицинский университет им. С. И. Георгиевского»,
г. Симферополь, Украина
Посвящается памяти профессора
Александра Ивановича Блискунова
Intraosteal distraction osyeosynthesis by the Bliskunov's method. Stages of development
S.A. Dgumabekov, V.Dragan
The article analyzes the stages of development intraosteal distraction osteosynthesis by the Bliskunov's method. The followings indexes served criteria were chosen for the selection of temporal periods to chronology of method: material of vehicles, amount and sizes of operating cuts, degree of trauma as the example of blood transfusion necessity. Changes of foregoing indexes were substantial distinctive signs for each of the stages. Patent work, accompanying de-velopment of method, is conducted in the article.
С момента проведения Александром Ивановичем Блискуновым первой операции по имплантации внут-рикостного аппарата (18 января 1983 года), технология операции, технические средства выполнения операции, конструкция приводных внутрикостных дистракци-онных аппаратов (ПВДА) претерпевали постоянные изменения и усовершенствования.
Можно выделить три этапа развития дистракцион-ного остеосинтеза бедра при жизни А.И. Блискунова и два этапа после его смерти. В сводной табл. 1 представлены сравнительные характеристики каждого из
этапов, основанные на динамике изменения размеров аппаратов, количества и величин операционных разрезов, материала из которого изготовлены аппараты, степени травматичности операции.
Первый этап развития метода (1982 - 1987 г.г) характеризуется созданием первых действующих внутрикостных дистракционных аппаратов, предварительным испытанием их функциональной надежности и доводки их конструкции до возможности клинического применения. Реализация нового внутрикостного дистракционного метода требовала новых непростых
