CC BY
17
■ Орипнальы досл1дження
Original Researches
ШАИКО-ШАИКОВСКИИ А.Г.1, БИЛЫК C.B.2, ОЛЕКСЮКИ.С.2, БЕЛОВ М.Е.1 Черновицкий национальный университет им. Ю. Федьковича 2Буковинский государственный медицинский университет, г. Черновцы
БИОМЕХАНИЧЕСКИЙ АНАЛИЗ ВАРИАНТОВ ОСТЕОСИНТЕЗА ДИАФИЗАРНЫХ ПЕРЕЛОМОВ КЛЮЧИЦЫ
Резюме. Рассмотрены биомеханическое обоснование и сравнительный анализ разных вариантов остеосин-теза переломов диафиза ключичной кости с помощью разных фиксирующих конструкций: плоской накостной пластины, интрамедуллярного винта, двойной деротационной пластины, деротационной пластины с ушками. Теоретическим и экспериментальным путем определена деформативность биотехнической системы в случаях простых и сложных видов нагружения.
Ключевые слова: ключица, биомеханический анализ, перелом, остеосинтез.
Введение
В наше время в травматологии и ортопедии все большее распространение приобретает концепция осте-осинтеза, которая базируется на принципе создания максимально стабильного соединения отломков при сохранении возможности их микроподвижности при условии безиммобилизационного режима пациентов в послеоперационный период и максимального обеспечения кровоснабжения в зоне перелома [1].
Для реализации этой концепции необходима реализация оперативных путей лечения с использованием фиксирующих конструкций разных типов. Биомеханические исследования и обоснование применения того или иного типа фиксирующей системы для создания стабильного остеосинтеза — важные и актуальные задачи, которые стоят перед специалистами, работающими в этой области. Это — врачи-травматологи, специалисты в области биомеханики, материаловедения, сопротивления материалов и т.д.
Осуществление сравнительных экспериментальных и теоретических исследований прочности и жесткости биотехнических систем «отломки кости — фиксатор» при использовании разных типов фиксирующих конструкций — одно из условий обеспечения правильного выбора фиксирующей системы при создании остеосин-теза для того или иного вида повреждения или перелома кости.
Так, в соответствии с данными различных авторов, переломы костей ключицы составляют 2,6—19,5 % от всех переломов костей [6—8], в частности до 44 % переломов костей, которые представляют верхний плечевой пояс [9].
Чаще всего 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 переломов средней трети ключицы [12].
Оценка теоретическим и экспериментальным путем прочности и деформативности биотехнической системы «кость — фиксатор» при использовании разных типов фиксирующих конструкций с целью создания стабильного остеосинтеза, сравнение результатов расчетов и измерений с последующим выбором наиболее целесообразного варианта фиксации для каждого вида и типа перелома — задачи биомеханического исследования для обоснования того или иного способа фиксации.
Цель работы: проведение сравнительного теоретического и экспериментального биомеханического анализа эффективности использования разных фиксирующих конструкций для создания стабильного остеосинтеза диафизарных переломов ключичной кости.
Материалы и методы
В работе с целью 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 остеосинтеза ключичной кости.
Для теоретической оценки деформативности биотехнической системы, образованной с помощью указанных выше конструкций, для случаев деформации изгиба и кручения, оценки допустимых значений нагрузок было проведено определение положения глав-
Таблица 1. Значения геометрических характеристик поперечных сечений рассмотренных биотехнических систем
№ п/п Биотехническая система Площадь сечения (см2) Осевой момент инерции (см4) Положение центра тяжести (см)
Кость Фиксатор Кость Фиксатор Кость Фиксатор Ус
1 Целая неповрежденная ключичная кость 0,8949 - 0,1513 - 0,0708 - 0,5 0,25
2 Кость, синтезированная плоской накостной пластиной 0,8949 0,909 0,1513 0,00607 0,0708 0,00045 0,6638 0,75
3 Кость, синтезированная интра-медуллярным винтом 0,8949 0,0804 0,1513 0,0005149 0,0708 0,0005144 0,5 0,75
4 Кость, синтезированная двойной деротацион-ной пластиной 0,8949 0,34475 0,163077 0,057973 0,1012623 0,14134 0,6845 1,00527
5 Кость, синтезированная двойной деротацион-ной пластиной с ушками 0,8949 0,38 0,235144 0,089256 0,140263 0,1426 0,7786 1,05609
ных центральных осей инерции всех типов поперечных сечений указанных выше биотехнических систем. Проведено определение положения 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.
В табл. 1 содержатся значения геометрических характеристик поперечных сечений всех рассмотренных биотехнических систем.
На основе значений табл. 1 определены допустимые величины нагрузок на каждый тип фиксирующей системы при деформациях растяжения-сжатия, кручения, изгиба [3].
Величина нагрузки, которая выдерживается целой неповрежденной костью, принималась в качестве своеобразного эталона.
Для деформации растяжения-сжатия величина допустимой нагрузки определялась по формуле:
[P] < [о] • F,
(1)
где [Р] — допустимая величина осевой силы;
[о] — величина допустимого напряжения для костного вещества;
Г — площадь поперечного сечения диафизарной части кости.
Величину абсолютного удлинения (укорочения) целой кости А/ определяли по формуле закона Гука:
А/, ЕГ
где А/ — абсолютная осевая деформация; Р — величина осевой действующей силы;
(2)
Е — модуль упругости 1-го рода для кортикального вещества кости;
Г — площадь поперечного сечения диафизарной части кости.
Для оценки допустимых значений внешних нагрузок при деформации кручения использована теория кручения некруглых профилей, в частности теория кручения тонкостенных замкнутых профилей. Так, в конце малой полуоси сечения:
т = ^
max ^^ rr к
(3)
где тшах — максимальные касательные напряжения в материале костной ткани;
Мк — крутящий момент;
Жк — момент сопротивления сечения при кручении (условная геометрическая характеристика).
Из условия прочности максимальное касательное напряжение
(4)
где G — модуль упругости 2-го рода костной ткани; Ф — угол закручивания; / — длина кости;
а, Ь — размеры сечения (длина большого и малого диаметров);
[т] — допустимое значение напряжения. На конце малой полуоси сечения ключичной кости величина допустимого крутящего момента, который не вызывает разрушения костного вещества, определяется следующим образом:
[M] < [т] • Ж.
(5)
Момент сопротивления Wk при кручении определяется по формуле:
о
max
¡V, = ^-(1 - а4), к 16 ^
(6)
где а = а1/а — отношение внутреннего и внешнего больших диаметров сечения кости;
п = а/Ъ — отношение большого и малого внешних диаметров сечения кости.
Деформация изгиба вследствие специфики формы и анатомического расположения ключичной кости совершается в плоскости, не совпадающей ни с одной главной плоскостью инерции. Это означает, что возникает явление косого изгиба (одна из разновидностей сложного сопротивления). Для оценки параметров такого вида нагружения следует использовать, как известно, принцип независимости действия сил [3]. В этом случае
М М
о = +
тах ¡V ¡V
у г
< [о],
(7)
где Ми М — изгибающие моменты в главных пло-
гор верт
скостях инерции;
V и V — осевые моменты сопротивления сечения относительно главных осей инерции;
о — максимальная величина нормальных напря-
тах
жений при изгибе;
[о] — допустимое значение напряжения. Для каждого отдельного случая плоского изгиба, который является составной частью сложного сопротивления,
М
тахз.
о < ттл3' тах ¡
и.о.
(8)
где отах — максимальное нормальное напряжение в кортикальной костной ткани;
М — максимальный изгибающий момент в глав-
тах зг
ной центральной плоскости инерции;
V — осевой момент сопротивления относительно
н.о. г
нейтральной оси.
Тогда, учитывая выражение (8) для изгиба в вертикальной и горизонтальной плоскостях, допустимые значения изгибающих моментов:
[Мта
[о] V.
Мр] = [о] жх
(9) (10)
0 =
верт
0 =
гор
[Мвг
Е1
Е1
(11) (12)
Полученные по выражениям (1)—(12) теоретические значения сопоставлены с экспериментальными величинами, полученными опытным путем на специальной испытательной установке [4, 5].
Результаты и их обсуждение
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 неповрежденной ключичной кости.
Во всех случаях экспериментальных исследований при их обобщении проведена соответствующая статистическая обработка полученных результатов, определено математическое ожидание, среднеквадратичное отклонение, величины доверительных интервалов. Величина каждой выборки равнялась 6. Сплошными линиями на графиках обозначены теоретические значения, пунктирными — экспериментальные результаты.
На рис. 6, 7 кривые 1 отображают деформативность целой неповрежденной кости; кривые 2 — деформатив-
10 • Ю-1 мм о верт
У ' /У
о 7 . / ст гор
¿г
—
з- о . / г
у г
1 ~ о
^кг
1 2 3 4 5 6 7 8 9 10
Рисунок 1. Целая неповрежденная ключичная кость, прогибы в горизонтальной и вертикальной плоскостях
На основании полученных допустимых значений изгибающих моментов можно расчетным путем определить величины углов поворота сечений кости в вертикальной и горизонтальной плоскостях соответственно:
где и 1% — осевые моменты инерции сечения кости относительно главных центральных осей.
Аналогичным образом определялись указанные выше параметры (1)—(12) для всех случаев фиксации с помощью конструкций, представленных в табл. 1.
Рисунок 2. Препараты, синтезированные плоской накостной пластиной, прогибы в горизонтальной и вертикальной плоскостях
Рисунок 3. Зависимость прогибов препаратов, синтезированных интрамедуллярным винтом, от изгибающих нагрузок в горизонтальной и вертикальной плоскостях
ность препаратов, синтезированных плоской накостной пластиной (их деформативность в два раза 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 ин-трамедуллярного винта. Деформативность этой группы препаратов достаточно высокая как в вертикальной, так и в горизонтальной плоскостях; кривые 4 характеризуют деформативность препаратов, синтезированных двойной деротационной пластиной. Как видно из графиков, представленных на рис. 6, 7, деформативность препаратов в этом случае фиксации приближается к эталону — целой неповрежденной кости, что свидетельствует о 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.
Рисунок 4. Зависимость прогибов препаратов ключичной кости, синтезированных двойной деротационной пластиной, от изгибающих нагрузок в горизонтальной и вертикальной плоскостях
Рисунок 5. Зависимость вертикальных и горизонтальных прогибов ключичной кости, синтезированной двойной деротационной пластиной с ушками
Рисунок 6. Сопротивление изгибу препаратов синтезированных ключичных костей в горизонтальной плоскости
Рисунок 7. Сопротивление изгибу препаратов синтезированных ключичных костей в вертикальной плоскости
Из анализа деформативности препаратов в вертикальной плоскости (рис. 7) видно, что диапазон возможных нагрузок достаточно жестко ограничивается для плоской накостной пластины (кривые 2) вследствие конструктивных особенностей фиксаторов и соответствующим направлением изгибающих нагрузок.
Лучше всего в обеих плоскостях сопротивляются деформации изгиба препараты, синтезированные двойной деротационной пластиной.
Выводы
1. Предложена методика расчетной и экспериментальной оценки биомеханических параметров системы «отломки ключичной кости — фиксатор» при остеосин-тезе с помощью простой накостной пластины, интраме-дуллярного винта, двойной деротационной пластины, двойной деротационной пластины с ушками.
2. Анализ и сопоставление расчетных и экспериментальных результатов биомеханической оценки стабильности остеосинтеза при нагрузках растяжения-сжатия и кручения показали высокую способность двойной деро-тационной 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.
4. Разброс между экспериментальными и теоретическими результатами для всех типов рассмотренных фиксирующих конструкций находится в пределах 3,4—12,8 %.
Список литературы
1. Блик С.В., Рубленик 1.М. Малотвазивний нашстковий остеосинтез в лжуванш дiафiзарних переломiв плечово1 шстки // Ортопедия, травмотология и протезирование. — 2002. — № 2. — С. 111-113.
2. Пат. на винахiд № 43275UA, А МПК 7 А61 В 17/56. Пристрш для остеосинтезу С. В. Блика та 1.М. Рубленика / 1.М. Рубленик, С.В. Быик (UA). — № 2001063739; Заявл. 01.06.20011; Опубл. 15.11.2004, Бюл. № 11. — 4 с.
Шайко-Шайковський О.Г.Блик C.B.2, ОлексюкI.C.2, Белов М.е.1
1Черн!вецы<ий нацюнальний унверситет ¡м. Ю. Федыковича 2Буковинськийдержавний медичний уиверситет, м. Чер^вц
БЮМЕХАЫЧНИЙ AHAAi3 BAPiAHTiB ОСТЕОСИНТЕЗУ Д|АФ13АРНИХ ÏEPEAOMiB КАЮЧИШ
Резюме. Розглянуто бюмехатчне обГрунгування й поршняльний анатз pi3mx BapiarniB остеосинтезу переломш дiафiзу ключично'1 истки за допомогою pi3rnm фжсуючих конструкцш: плоско'! наист-ково'1 пластини, штрамедулярного гвинта, подвшно'1 деротацшно'1 пластини, деротацшно'! пластини з вушками.
Теоретичним i експериментальним шляхом визначена деформа-тивнсть бютехшчюо! системи у випадках простих i складних вид1в навантаження.
Ключовi слова: ключиця, бiомеxaнiчний aнaлiз, перелом, остеосинтез.
3. Писаренко Г.С. Справочник по сопротивлению материалов/Писаренко Т.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; Заявл. 16.12.86; Опубл. 15.07.88; Бюл. № 26.
5. Шайко-Шайковський О.Г. Основи побудови металополiмерних конструкцш бштехшчних систем для остеосинтезу: Дис... д-ра техн. наук: 05.11.17/ Шайко-Шайковський Олександр Геннадтович. — Львiв, 2002. — 407с.
6. Бейдик О.В., Ромакина Н.А. Стержневой наружный чрескостный остеосинтез при травмах ключицы и ключично-акромиального сочленения // Гений ортопедии. — 2004. — № 3. — С. 70-76.
7. Шапошников Ю.Г. Травматология и ортопедия. — М.: Медицина, 1997. — Т. 2. — 591 с.
8. Nowak J., Mallmin H., Larsson S. The aetiologiandepide-miologi of clavicular fractures. A prospective study during a two-year period in Uppsala, Sweden // Injury-Int. J. Care Injured. — 2000. — P. 353-358.
9. Safran O., Mosheiff R., Mattan Y., Libergall M. Surgical repair of fractures of the clavicle in the adult // Zentralbl Chir. — 2002. — Vol. 127, № 6. — P. 479-484.
10. Zhu X., Li W., Chen Z. Analyses of epidemiology in 363 cases of clavicle fractures // Zhongguo Xiu Fu Chong Jian Wai Ke Za Zhi. — 2004. — Vol. 18, № 4. — P. 275-276.
11. Кравченко О.Ф., Онищенко А.В., Носивец Д.С. Первичный остеосинтез спонгиозным винтом при переломах ключицы // Ортопедия, травматология. — 2006. — № 1. — С. 20-23.
12. Тяжелов О.А., Шпаченко М.М., Чернецкий В.Ю., Карпинский М.Ю., Субота И.А. Експериментальне до^дження мехашчноИ мiцностi остеосинтезу перелому ключищ в середшй третиш р1зними фжсаторами // Науковий всник Ужгородського ушверситету. — 2007. — Вип. 32. — С. 193-199.
Получено 14.09.11 □
Shaiko-ShaikovskyA.G.1, BilykS.V.2, OleksyukI.S.2, Belov M.Ye.1
1Chernivtsi National University named after Yu. Fedkovich
2Bukovinian State Medical University, Chernivtsi, Ukraine
BIOMECHANICAL ANALYSIS OF TYPES OF SHAFT CLAVICLE FRACTURE OSTEOSYNTHESIS
Summary. There were considered the biomechanical substantiation and comparative analysis of different types of shaft clavicle fracture osteosynthesis using various options for fixation of fractures of the shaft clavicle using different fixation constructs: flat bone plate, intramedullary screw, double derotation plate, derotation plates with lugs.
Deformability of bioengineering system in cases of simple and complicated types of loading was determined theoretically and experimentally.
Key words: clavicle, biomechanical analysis, fracture, osteosynthesis.
