Научная статья на тему 'Биомеханический анализ надежности фиксации костных отломков при остеосинтезе переломов проксимального отдела большеберцовой кости LCP-пластиной и интрамедуллярным блокированным стержнем'

Биомеханический анализ надежности фиксации костных отломков при остеосинтезе переломов проксимального отдела большеберцовой кости LCP-пластиной и интрамедуллярным блокированным стержнем Текст научной статьи по специальности «Клиническая медицина»

CC BY
64
17
Читать
i Надоели баннеры? Вы всегда можете отключить рекламу.
Журнал
Травма
Область наук
Ключевые слова
КіНЦЕВО-ЕЛЕМЕНТНЕ МОДЕЛЮВАННЯ / ПЕРЕЛОМИ ПРОКСИМАЛЬНОГО ВіДДіЛУ ВЕЛИКОГОМіЛКОВОї КіСТКИ / НАПРУЖЕНО-ДЕФОРМОВАНИЙ СТАН / LCP-ПЛАСТИНА / іНТРАМЕДУЛЯРНИЙ БЛОКОВАНИЙ СТРИЖЕНЬ / КОНЕЧНО-ЭЛЕМЕНТНОЕ МОДЕЛИРОВАНИЕ / ПЕРЕЛОМЫ ПРОКСИМАЛЬНОГО ОТДЕЛА БОЛЬШЕБЕРЦОВОЙ КОСТИ / НАПРЯЖЕННО-ДЕФОРМИРОВАННОЕ СОСТОЯНИЕ / ИНТРАМЕДУЛЛЯРНЫЙ БЛОКИРОВАННЫЙ СТЕРЖЕНЬ / FINITE ELEMENT MODELING / FRACTURES OF THE PROXIMAL TIBIA / STRESS-STRAIN STATE / LCP-PLATE / INTRAMEDULLARY LOCKING NAIL

Аннотация научной статьи по клинической медицине, автор научной работы — Лазарев И. А., Чип Е. Е., Калашников А. В., Скибан М. В.

Актуальность. Переломы проксимального отдела большеберцовой кости (ППОБК) составляют до 5 % среди всех переломов костей скелета и часто сопровождаются повреждением важных мягкотканных структур и компрессией костной ткани со стороны суставной поверхности. Актуальность данной проблемы определяется тем, что для ППОБК характерна высокая частота неблагоприятных функциональных результатов: нередко в отдаленном периоде после травмы развиваются деформирующий остеоартроз, контрактуры, нестабильность коленного сустава. По данным ряда авторов, перечисленные выше осложнения встречаются в 5,8-28 % случаев, при этом выход на инвалидность достигает 5,9-9,1 %. Все это обусловливает большую медико-социальную значимость проблемы, а определение наиболее эффективного метода лечения этой патологии является актуальным вопросом современной травматологии. Материалы и методы. На начальном этапе по данным анатомических моделей и КТ-сканов средствами SolidWorks создана твердотельная 3D-модель голени, которая насчитывала такие элементы, как большеберцовая и малоберцовая кости, межкостная мембрана, связки проксимального и дистального межберцового сочленения (перелом проксимального отдела большеберцовой кости). Далее разработаны четыре варианта фиксации костных отломков с применением пластин LCP и интрамедуллярного блокирующего остеосинтеза металлическим стержнем. На следующем этапе заданы граничные условия закрепления и нагрузки модели массой тела в среднем 75 кг (750 Н) и создана конечно-элементная модель, которая насчитывала 381 787 узлов и 206 583 элемента. Результаты. Более равномерное распределение напряжений на всех элементах модели происходит при применении интрамедуллярного блокирующего стержня, нагрузки на металлические части, кость и связки меньше, чем нагрузка в моделях 1 и 2. Показатели деформаций и общих перемещений модели при этом также незначительны, что говорит о достаточной стабильность отломков и способа остеосинтеза в целом. Подобная ситуация наблюдается и при использовании пластин LCP при их билатеральном применении (модель 3). Выводы. Результаты исследования в дальнейшем могут служить основой для разработки алгоритма хирургического лечения и реабилитации пациентов с ПОБВК.

i Надоели баннеры? Вы всегда можете отключить рекламу.

Похожие темы научных работ по клинической медицине , автор научной работы — Лазарев И. А., Чип Е. Е., Калашников А. В., Скибан М. В.

iНе можете найти то, что вам нужно? Попробуйте сервис подбора литературы.
Предварительный просмотр
i Надоели баннеры? Вы всегда можете отключить рекламу.

BIOMECHANICAL ANALYSIS OF RELIABILITY OF FRAGMENTS FIXATION DURING THE OSTEOSYNTHESIS OF THE PROXIMAL TIBIAL FRACTURES WITH LCP-PLATE AND THE INTRAMEDULARY LOCKING NAIL

Background. The proximal tibial fractures (PTF) amount for 5 % of all skeletal bone fractures and are often accompanied by damage to the important soft tissue structures and bone compression in the tibial plateau. The urgency of this issue is determined by the fact that the PTF is characterized by a high frequency of adverse functional results: often, in the distant period after the injury, the osteoarthritis, contractures, instability of the knee develop. According to some authors, the rate of the above complications ranges from 5.8 to 28 %, with the output of disability of 5.9-9.1 %. All these cause great medical and social significance of this problem, and determination of the most effective method of this pathology treatment is an urgent issue of modern traumatology. Materials and methods. At the initial stage, according to the anatomical models and CT scans, a solid 3D model of the tibia, which included elements tibia, fibula, intercostal membrane, ligaments of the proximal and tibiofibular ligament (fracture of the proximal tibia) is created in Solid Works software package...Background. The proximal tibial fractures (PTF) amount for 5 % of all skeletal bone fractures and are often accompanied by damage to the important soft tissue structures and bone compression in the tibial plateau. The urgency of this issue is determined by the fact that the PTF is characterized by a high frequency of adverse functional results: often, in the distant period after the injury, the osteoarthritis, contractures, instability of the knee develop. According to some authors, the rate of the above complications ranges from 5.8 to 28 %, with the output of disability of 5.9-9.1 %. All these cause great medical and social significance of this problem, and determination of the most effective method of this pathology treatment is an urgent issue of modern traumatology. Materials and methods. At the initial stage, according to the anatomical models and CT scans, a solid 3D model of the tibia, which included elements tibia, fibula, intercostal membrane, ligaments of the proximal and tibiofibular ligament (fracture of the proximal tibia) is created in Solid Works software package. In the following, 4 variants of bone fragments osteosynthesis using LCP-plates and intramedullary locking nail were developed. At the next stage, the boundary conditions for fixing and loading the model with a bodyweight corresponding to the average bodyweight of 75 kg (750 H) were applied, and a finite element model was created, which numbered 381,787 knots and 206,583 elements. Results. More uniform stress distribution on all elements of the model occurs when applying the intramedullary locking nail (model 4), the stress on the metal parts, bone and ligament is less than the stress on the elements in models 1 and 2. The strain and total deformation values of the model 4 are also insignificant and less than the strain on the elements of model 1 and 2, which indicates sufficient stability of the fragments and the method of osteosynthesis as a whole. A similar situation was observed in the case of the use of LCP-plates in their bilateral application (model 3). Conclusions. The results of the study can further serve as a basis for the algorithm of the development of surgical treatment and rehabilitation of PTF patients.

Текст научной работы на тему «Биомеханический анализ надежности фиксации костных отломков при остеосинтезе переломов проксимального отдела большеберцовой кости LCP-пластиной и интрамедуллярным блокированным стержнем»

I

Орипнальы дозддження

Original Researches

Травма

УДК 616.718.4-007.24-001.5-089.227.84 DOI: 10.22141/1608-1706.3.21.2020.208419

Лазарев I.A.1, ЧП е.Е.2, Калашников А.В.1, Скибан М.В.1

1ДУ «¡нститут травматолог!! та ортопед!! НАМН Укра!ни», м. КиТв, Укра!на

2КНМП «Глобинська центральна районнал1карня», м. Глобине ПолтавськоТ обл., УкраТна

Я Ш W ■ ■ W ■

Бюмехашчнии ана^з надмносп

и ■ ■■■ ■ ■ ■ ■

ф^сацп кюткових вiдламкiв при остеосинтезi переломiв проксимального в^дшу великогомiлковоí кiстки LCP-пластиною та штрамедулярним блокованим стрижнем

Резюме. Актуальнсть. Переломи проксимального вдд1лу великогомлковоТ юстки (ППВВК) становлять до 5 % серед усхпереломов юсток скелета та часто супроводжуютьсяпошкодженням важливихм'якотканних структур i компреаею юстково! тканини з боку суглобово! поверхй. Актуальность дано! проблеми визначаеться тим, що для ППВВК характерна висока частота несприятливих функцональних результат: нердко у в'!ддаленому перiодi п'юля травми розвиваються деформуючий остеоартроз, контрактури, неставльнють ко^нного суглоба. За даними низки автор'в, перелiченi вище ускладнення зустр'чаються в 5,828 %випадюв, прицьомувихд наiнвалiднiстьдосягае5,9-9,1 %. Усеце обумовлюевеликумедико-со^альну значимсть дано! проблеми, а визначення найвльш ефективного методу ликування це! патологи е нагаль-ним питанням сучасно! травматологи. Матерали та методи. На початковому етап за даними анатом'чних моделей та КТ-скан'в засобами SolidWorks створено твердотльну 3D-модель гомлки, яка налiчувала так елементи, як великогомлкова та малогомлкова юстки, мiжкiсткова мембрана, зв'язки проксимального та дистального м'жгом'лкового зчленування (перелом проксимального в'1дд)лу великогомлково! юстки). Далi розроблено чотири варiанти фiксацiТ юсткових вдламюв iз застосуванням пластин LCP та нтрамедулярного блокуючого остеосинтезуметалевим стрижнем. На наступному етап задан граничнi умови закрплення та навантаження моделi масою тла в середньому 75 кг (750 Н) та створена юнцево-елементна модель, яка на^чувала 381 787 вузлiв та 206 583 елементи. Результати. Бльш рiвномiрний розподл напружень на вах елементах моделi вдбуваеться при застосуванн нтрамедулярного блокуючого стрижня, навантаження на металев'1 частини, юстку та зв'язки менше, нж навантаження в моделях 1 та 2. Показники деформаций та загальних перемщень моделi при цьому також незначй, що говорить про достатню ста&льнють вдламюв та способу остеосинтезу в цлому. Подобна ситуа^я спостергаеться й при використанн пластин LCP при !х блатеральному застосуванн (модель 3). Висновки. Результати досыдження в подальшому можуть служити основою для розробки алгоритму х1рурпчного лкування та реабШаци пац^ент'т iз ППВВК. Ключовi слова: юнцево-елементне моделювання; переломи проксимального в^лу великогомлково! юстки; напружено-деформований стан; LCP-пластина; нтрамедулярний блокований стрижень

Вступ

Переломи проксимального вщдту великогомшко-во1 ыстки (ППВВК) становлять вщ 2 до 5 % серед ушх переломiв исток скелета [8] та часто супроводжуються пошкодженням важливих м'ягкотканних структур i компрешею ыстково! тканини з боку суглобово'1 по-верхш [9, 11]. Актуальшсть дано'1 проблеми визначаеться тим, що для ППВВК характерна висока частота

несприятливих функцюнальних результапв: нерщко в вщдаленому nep^i тсля травми розвиваються деформуючий остеоартроз, контрактури, нестабтьнють колшного суглоба. За даними низки автс^в, перерахо-ваш вище ускладнення зусщчаються вщ 5,8 до 28 %, при цьому вихщ на швалщшсть досягае 5,9—9,1 % [1, 10]. Усе це обумовлюе велику медико-сощальну зна-чимють дано!' проблеми, а визначення найбтьш ефек-

© «Травма» / «Травма» / «Trauma» («Travma»), 2020

© Видавець Заславський О.Ю. / Издатель Заславский А.Ю. / Publisher Zaslavsky O.Yu., 2020

Для кореспонденци: Лазарев 1гор Альбертович, ДУ «1нститут травматологи та ортопеди НАМН УкраТни», вул. Бульварно-Кудрявська, 27, м. Кшв, 01601, УкраТна; e-mail: ilazarev@ukr.net For correspondence: I. Lazarev, State Institution "Institute ofTraumatology and Orthopaedics of the NAMS of Ukraine'; Bulvarno-Kudriavska st., 27, Kyiv, 01601, Ukraine; e-mail: ilazarev@ukr.net

тивного методу л1кування ще1 патологи е нагальним питанням сучасно1 травматологи.

Для л1кування ППВВК запропонована велика иль-к1сть оперативних методик. Загальноприйнятим золотим стандартом при позасуглобових ППВВК е вико-ристання блокованого штрамедулярного остеосинтезу, при внутр1шньосуглобових ППВВК використовують накладн1 пластини та гвинти [3, 9]. Проте при аналь з1 л1тератури з приводу л1кування перелом1в проксимального в1дд1лу великогомшково! к1стки виявляеться в1дсутн1сть едино! думки щодо використання того чи шшого металоф1ксатора для л1кування ц1е'1 категори пац1ент1в.

З моменту появи та впровадження в медичну практику перших металевих 1мплантат1в для остеосинтезу й до недавнього минулого перев1рка 1х б1омехан1чних властивостей зд1йснювалася ттьки на основ1 натурних б1омехан1чних дослщв 1 результат1в кл1н1чно'1 практики. Значною м1рою ця тенденц1я збер1глася й до цьо-го часу. Дослщш зразки 1мплантат1в випробовуються при р1зних навантаженнях на мертвому юстковому матер1ал1, результати експеримент1в впроваджуються у кшшчну практику. При цьому застосування пристрою протягом тривалого часу дозволяе остаточно оцшю-вати його придатнють та вдосконалювати методику використання. Звюно, такий п1дх1д вимагае значних матер1альних ресурс1в 1 займае багато часу. Мехашч-н1 випробування в1дносяться до руйшвних метод1в контролю, тому дослщження проводяться на мертвому юстковому матер1ал1, що значно поступаеться р1в-ню ф1зико-механ1чних властивостей живо! тканини. Прям1 механ1чн1 досл1дження вивчення штерактивно! повед1нки системи «ыстка — 1мплантат» достатньо складн1 та мало1нформативн1 через асиметричну гео-метр1ю к1стково! тканини. Це унеможливлюе точне ви-значення питомих навантажень як за довжиною, так 1 в перер1з1, а також вщтворення складно-напружено! схеми одночасних деформац1й (стиснення, кручення, згин, розтяг), що знижуе економ1чну й соц1альну ефек-тивнють таких досл1джень [2].

Водночас здшснюються спроби обГрунтування придатност1 металевих 1мплантат1в на основ1 вщомос-тей про бюмехашку систем людини. При цьому най-част1ше проводиться розрахунок наближених схем, що вщображають ключов1 аспекти поведшки системи «ыстка — 1мплантат», з використанням програмних реал1зацш чисельних метод1в, наприклад методу кш-цевих елеменпв. На основ1 результат1в розрахунку можна робити висновки про роботу 1мплантата та його вплив на ыстку 1 тим самим вщмовитися в1д подаль-шого розгляду очевидно безперспективних конструк-ц1й; з'являеться можливють корегувати або зм1нювати форму компонент 1мплантата для пол1пшення його функцюнальносп; в1дпадае потреба в проведенн1 чис-ленних експеримент1в на тваринах; суттево знижуеться варт1сть 1 скорочуеться час розробки конструкци 1мп-лантата; на основ1 розпод1лу деформуючих напружень можливе точне прогнозування в1ддалених результат1в [5, 15].

З метою визначення вибору оптимального методу внутршньо! фшсаци ысткових фрагментiв при мета-фiзарних переломах проксимального вщдту велико-гомiлковоi ыстки проведено дослiдження надiйностi фiксацií вщламыв при застосуваннi пластин LCP та штрамедулярного блокуючого остеосинтезу метале-вими стрижнями. Шляхом кiнцево-елементного (КЕ) iмiтацiйного комп'ютерного моделювання проведено порiвняльний аналiз показникiв напружено-дефор-мованого стану (НДС) бюмехашчних систем «метале-вий фшсатор — истка» за показниками напружень (за Мiзисом), деформацiй i загальних перемiщень (Total Deformation) елементiв моделi при рiзних варiантах ос-теосинтезу.

Матерiали та методи

На початковому етапi за даними анатомiчних моделей та КТ-скашв засобами SolidWorks створено твердоттьну 3D-модель гомiлки, яка нал1чувала такi елементи: великогомiлкова та малогомшкова кiстки, мiжкiсткова мембрана, зв'язки проксимального та дис-тального мiжгомiлкового зчленування. На моделi вщ-творено метафiзарний перелом проксимального вiддiлу великогомiлковоi истки з даастазом м1ж кустками 1 см i розроблено 4 варiанти фiксацii исткових вщламив iз за-стосуванням пластин LCP та штрамедулярного блокуючого остеосинтезу металевим стрижнем (рис. 1).

На наступному еташ заданi граничнi умови закрь плення й навантаження моделi масою тта, що вщпо-вiдаe середньостатистичнiй май тла 75 кг (750 Н), та створено кшцево-елементну модель (рис. 2), яка наль чувала 381 787 вузлiв та 206 583 елементи. У контактних дтянках для шдвищення точностi розрахункiв кшце-во-елементну сггку було ущiльнено.

Механiчнi властивост матерiалiв, що застосовували для розрахуныв [14], наведенi у табл. 1.

Таблиця 1. Механ1чн1 властивост! матер!ал!в модел!

Модуль Юнга, Е (МРа) Коефщент Пуассона, и

Компактна кютка 17 600 0,3

Спонгюзна юстка 500 0,3

Хрящ 50 0,45

Зв'язка 400 0,45

Медична сталь 17Х18Н9 200 000 0,3

Введено поняття «допустимi напруження» [а], що дорiвнюють:

RT. RT,

[a]=min -i;

L i0,2

n. ' n,

де n = 2,6 — для кустки та n = 1,5 — для зв'язки та

m ' m '

фшсатс^в, n02 = 1,5.

Границя мщноста металевих фiксаторiв у даному ви-падку:

R\

[с] = = 568 МРа.

Орипнальш дослiдження / Ог1д1па! РеБеагеИез |

Рисунок 1. Твердот1льн1 модел'! к/сток гомЛки з вар/антами ф!ксац1Т ксткових вдламкВ 1з за-стосуванням пластин LCP ун/латерально по ме-д!альн1й поверхн/ великогомшково)' кстки (а), унЛатерально по латеральнй поверхн/ великогомшково/ кстки (б), билатерально (в) та ¡нтра-медулярного блокуючого остеосинтезу метале-вим стрижнем (г)

Рисунок 2. ГраничнI умови закрплення й навантаження та кнцево-елементна модель

а =

1095,2 МРа

а =

тах

26,9 МРа

б

а =

1095,2 МРа

12,89 МРа

11,95 МРа

0,03 МРа

Рисунок 3. Показники максимальних напружень на елементах модел/ при ф/ксацп ксткових вщламюв ¡з застосуванням пластини LCP унлатерально по мед/альнм поверхн/ великогом/лковоТ к'/стки: на моделI в ц/лому (а), великогом!лков!й к!стц! (б), металевому ф!ксатор! (в), м'/жюстков'/й мембран/ (г), малогом!лков!й к!стц! (г), зв'язках головки малогом/лковоТ кстки та зовншньоТ к/сточки (д)

г

а

в

880,56 МРа a

49,17 МРа б

880,56 МРа в

14,73 МРа г

29,31 МРа Г

0,05 МРа д

Рисунок4. Показники максимальних напружень на елементахмодел'1 при фксацн юсткових в^амюв i3 застосуванням пластини LCP унлатерально по латеральнй поверхн'1 великогомшковоУ юстки: на моделiв цлому (а), великогом'шков'йюстш (б), металевому фiксаторi (в), мiжкiстковiй мембран'1 (г), малогом'тков'/й юстц (Г), зв'язкахголовки малогомлковоi юстки та зовншньоi

юсточки (д)

382,00 МРа a

29,99 МРа б

382,00 МРа в

5,94 МРа г

Рисунок 5. Показники напружень на елементах модел'1 при ф'ксац'н юсткових в'щламюв i3 застосуванням пластини LCP блатерально: на моделi в цлому (а), великогомiлковiй юстш (б), металевому фiксаторi (в), мiжкiстковiй мембран'1 (г), малогомлковй юстц (Г), зв'язках головки малогомлковоi

юстки та зовншньоi юсточки (д)

а

а

а

а

а

а

тах

тах

тах

max

250,40 МРа

60,09 МРа 250,40 МРа 4,76МРа б в г

11,54 МРа 0,44 МРа

Рисунок 6. Показники напружень на елементах моделi при фксаци кСткових вщламюв ¡з застосуванням ¡нтрамедулярного блокуючого металевого стрижня: на моделi в цлому (а), великогомiлковiй юстц (б), металевому фiксаторi (в), мiжкiстковiй мембран (г), малогомiлковiй кстц (f), зв'язкахголовкималогомлковоïкстки та зовнiшньоï юсточки (д)

f

a

Границя розтягу для ыстки у даному випадку невь дома, тому

[Ст] = 4т1 = 12?Ь28 = 10,77.-46,15 МРа.

'*m 2,6

Зпдно з [11], границя мщносп сполучно! тканини зв'язок варше вщ 4,02 до 41,19 МРа, тому

Го1 = — = 4'02-41,19 = 2,68...27,46 МРа.

L J и» 1,5

Отже, максимальш значення напружень на ыстщ у даному дослщженш не повинш перевищувати дiапа-зон мщносп для ыстково! тканини 10,77—46,15 МРа, а на зв'язках — 2,68—27,46 МРа. У найпрших ситуа-щях до уваги беруться мшмальш значення цього даа-пазону (10,77 та 2,68 МРа вщповщно). У зв'язку з тим, що напружено-деформований стан суглобового хряща у даних задачах впливае на значення НДС моделi несуттево, а межi його мщносп значно варшють, то значення НДС на ньому розглядаються оглядово, на-пруження незначно вiдрiзняються вщ норми для вшх розрахункiв.

iНе можете найти то, что вам нужно? Попробуйте сервис подбора литературы.

Розрахунки здшснювали в унiверсальнiй програмнiй системi ынцево-елементного аналiзу ANSYS, яка засто-совуеться в сферi автоматизованих iнженерних розрахун-ыв (САПР, або CAE) i КЕ рiшення лiнiйних i нелшшних, стацiонарних i нестацiонарних просторових задач мехаш-ки деформованого твердого тша й механiки конструкцiй (включаючи нестащонарш геометрично i фiзично нель

ншш задачi контактно! взаемодй' елементiв конструкцш), мехашки зв'язаних полiв та шше.

Оцiнювали показники НДС бiомеханiчних систем «металевий фiксатор — кустка» в pi3H^ варiантах остеосинтезу на вшх елементах моделi: на моделi в цшо-му, великогомiлковiй ыстщ, малогомшковш кiстцi, металевому фiксаторi, мiжкiстковiй мембранi, зв'язках головки малогомiлковоï ыстки та зовшшньо!' кисточки.

Результати та обговорення

Результати розрахункiв НДС бюмехашчно1 системи «фiксатор — кустка» при фксаци ысткових вiдламкiв iз застосуванням пластини LCP уншатерально по медь альнiй поверхнi великогомiлковоï кiстки (модель 1) наведет на рис. 3. Як бачимо, максимальш значення напружень на моделi локалiзованi на металевш пластиш, що приймае основне навантаження. При цьому показники НДС на металевому фiксаторi при навантаженш масою тiла (750 Н) перевищують меж мiцностi матерь алу майже у 2 рази (1095,2 МРа), на великогомшковш та малогомшковш ыстках знаходяться у межах допустимих напружень дiапазону мiцностi для ыстково1 тканини (10,77—46,15 МРа), але перевищуючи його мiнiмальний показник на великогомшковш у 2,5 раза, на малогомшковш — на 20 %. При детальному аналiзi максимальних значень НДС на ыстках гомшки спостериаються точ-ковi концентратори напружень шд рiзьбою у мiсцi вве-дення фiксуючих гвинтiв у проксимальному вщламку великогомiлковоï кустки та на дистальному епiфiзi мало-

35

30

Модель 1 Модель 2 Модель 3 Модель 4

Модель

■ Великогомткова кютка, МРа ■ Малогомткова метка, МРа ■ М1жк1сткова мембрана, МРа

Рисунок 7. Пор1вняльн1 характеристики показник!в НДС кожноУ модел!

гомшково*1 юстки на верх1вщ латерально1 юсточки. Зми-нання цих дшянок пщ навантаженням не призводить до локальних або глобальних змш та не порушуе загально1 цiлiсностi модель Для подальшого анал1зу обраш значения за шкалою напружень на великогомшковш та малогомiлковiй кiстках 15,12 та 7,21 МРа вщповщно. Цi значення перевищують мiнiмальний показник на великогомшковш юстки у 1,4 раза, на малогомшковш — не перевищують межi мщност! матерiалу.

Показники деформацш i загальних перемiщень (Total Deformation) моделi наведенi у табл. 2.

Результати розрахунюв НДС бiомеханiчноi системи «фжсатор — юстка» при фжсацп кiсткових вщламюв iз застосуванням пластини LCP уншатерально по ла-теральнш поверхнi великогомшково*1 к1стки (модель 2) наведеш на рис. 4. Як бачимо, максимальш значення напружень на моделi локалiзованi на металевiй плас-тинi, що приймае основне навантаження. При цьому показники НДС на металевому фiксаторi при наванта-женш масою тша (750 Н) перевищують межi мiцностi матерiалу у 1,5 раза (880,56 МРа), аналопчно на великогомшковш та малогомшковш юстках перевищують межi допустимих напружень дiапазону мiцностi для юстково*1 тканини (10,77—46,15 МРа), значно перевищуючи його мшмальний показник на великогомiлковiй кiстцi май-же у 4,6 раза, на малогомшковш — у 2,7 раза. При детальному аналiзi максимальних значень НДС на юстках гомшки спостериаються точковi концентратори напру-

жень пщ рiзьбою у мiсцi введення фiксуючих гвинтiв у проксимальному вщламку великогомшково*1 к1стки та на дшянщ контакту краю дистального вщламку велико-гомшково*1 кiстки з металевою пластиною. Зминання цих дшянок пщ навантаженням не призводить до локальних або глобальних змш та не порушуе загально1 цшсност! модель Для подальшого аналiзу обраш значення за шкалою напружень на великогомшковш юстщ (12,53 МРа). Щ значення перевищують мшмальний показник на великогомшковш юстщ у 1,2 раза.

Показники деформацш i загальних перемщень (Total Deformation) моделi наведенi у табл. 2.

Результати розрахунюв НДС бюмехашчно'1 системи «фжсатор — юстка» при фiксацii к1сткових вiдламкiв iз застосуванням пластини LCP бiлатерально по медь альнiй та латеральнiй поверхш великогомiлковоi к1стки (модель 3) наведеш на рис. 5. Як бачимо, напруження на моделi розподiленi бшьш рiвномiрно, максимальнi значення напружень локалiзованi на металевiй плас-тинi, що приймае основне навантаження (382 МРа). При цьому показники НДС на металевому фiксаторi при навантаженш масою тша (750 Н) не перевищують межi мщност! матерiалу. На великогомшковш та малогомшковш юстках значення НДС знаходиться у межах допустимих напружень дiапазону мщност! для юстко-во*1 тканини (10,77—46,15 МРа), але перевищуючи його мiнiмальний показник на великогомшковш у 2,8 раза, незначно перевищуючи його мшмальний показник на

малогомшковш кiстцi — на 6 %. При детальному аналiзi максимальних значень на юстках гомiлки спостерта-ються точковi концентратори напружень на дистально-му епiфiзi малогомшково! кустки на вермвщ латерально! кисточки. Зминання цих дшянок пщ навантаженням не призводить до локальних або глобальних змш та не по-рушуе загально! цiлiсностi моделi. Для подальшого ана-лiзу обранi значення за шкалою напружень на велико-гомiлковiй та малогомшковш юстках (7,28 та 4,09 МРа вшповшно). Цi значення не перевищують мiнiмальний показник мiцностi юстково! тканини.

Показники деформацiй i загальних перемiщень (То!а1 Deformation) моделi наведет у табл. 2.

Результати розрахунюв НДС бюмехашчно! системи «фшсатор — юстка» при фшсацй юсткових вщламюв iз застосуванням iнтрамедулярного блокуючого металевого стрижня (модель 4) наведенi на рис. 6. Як бачимо, макси-мальт значення напружень локалiзованi на металевому стрижнi, що приймае основне навантаження (250,4 МРа). При цьому показники НДС на металевому фшсатор! при навантаженш масою тша (750 Н) не перевищують межi мщносл матерiалу, а на великогомiлковiй юстщ перебува-ють за межами допустимих напружень диапазону мiцносгi для юстково! тканини (10,77—46,15 МРа), перевищуючи мЫмальний показник у 5,6 раза, на малогомшковш юстщ незначно перевищуючи мЫмальний показник мщнос-т — на 7 %. При детальному аналiзi максимальних значень на юстках гомшки спостерЫються точковi концентратори напружень у дшянщ контакту стрижня з краем юстково-мозкового каналу за лЫею перелому та на дистальному епiфiзi малогомшково! кустки на верхiвцi латерально! юс-точки. Зминання цих дшянок пщ навантаженням не призводить до локальних або глобальних змш та не порушуе загально! цшсносл модель Для подальшого аналiзу обраш значення за шкалою напружень (6,02 та 4,32 МРа вщповщ-но). Щ значення не перевищують мЫмальний показник мщносл кiсгково! тканини.

Показники деформацш i загальних перемiщень (То!а1 Deformation) моделi наведенi в табл. 2.

Отримаш показники НДС моделей зведено у табл. 2.

Вщповщно до отриманих результатiв розрахунюв по-казниюв НДС, при навантаженнi масою тша бiльш р!в-номiрний розподш напружень на вс1х елементах моделi вiдбуваеться при застосуваннi iнтрамедулярного блокуючого стрижня (модель 4). Показники деформацш i

загальних перемщень (То!а1 Deformation) моделi при цьому також незначнi, що говорить про достатню ста-бiльнiсть вщламюв та способу остеосинтезу в цшому.

Досить стабшьну фiксацiю кiсткових вiдламкiв за-безпечують i пластини LCP при !х бiлатеральному застосуваннi (модель 3), однак з незначно бшьшими показниками НДС на великогомшковш кiстцi та ме-талевих конструкцiях. Показники деформацiй i загальних перемiщень (То!а1 Deformation) моделi при цьому також незначш, що свiдчить про достатню ста-бiльнiсть вiдламкiв i способу остеосинтезу в цшому.

Найпрше фiксацiю юсткових вiдламкiв забезпечуе пластина LCP при и унiлатеральному розташуваннi по латеральнш поверхнi великогомiлково! кiстки (модель 2). Значення НДС значно перевищують меж! мщносл юстково! тканини як на малогомшковш, так i на великогомшковш юстках, а також мщшсть само! LCP-пластини. Показники деформацш i загальних перемь щень (ТоЫ Deformation) моделi при цьому незначнi.

Застосування пластини LCP при Г! уншатеральному розташуваннi по медiальнiй поверхш великогомшко-во! юстки (модель 1) демонструе аналопчну поведш-ку. Значення НДС перевищують межi мщносл ыстково! тканини на великогомшковш юстщ, а також значно перевищують мщшсть само! LCP-пластини. Показники деформацш i загальних перемщень (То!а1 Deformation) моделi при цьому також незначнi.

Графiчно пор!вняльний аналiз наведений на рис. 7.

Надал^ вщповщно до отриманих результата, визна-чено максимально допустим! статичш навантаження на кожну модель, при яких показники НДС на основ-них елементах модел! знаходяться у межах допустимих напружень мЫмального значення д!апазону мщносл матер!ал!в (тканин, металу). Результати розрахунку допустимих навантажень наведен! у табл. 3.

Як бачимо у табл. 3, найбшьше статичне навантаження (1341,78 Н) витримуе модель 4, при застосуванш штрамедулярного блокуючого стрижня. Найменше навантаження (275,59 Н) витримуе модель 2, при застосуванш LCP-пластини уншатерально по латеральнш поверхш великогомшково! юстки. При цьому в умовах динам!чних навантажень (при ходьбу б^у) допустим! навантаження будуть нижш для встх моделей.

Таким чином, проведене юнцево-елементне моде-лювання напружень в умовах фшсацй ППВВК перекон-

Таблиця 2. Показники НДС дослджених моделей

Варiант фшсацГГ юсткових вщламюв Елемент модел^ МРа ДеформацП модел^ мм Перемщен-ня модел^ мм

Велико-гомшкова кiстка Металевий фшсатор Мало-гомшкова кiстка Мiжкiстко-ва мембрана Зв'язки

Модель 1 26,90 (15,12) 1095,2 11,95 (7,21) 12,89 0,03 0,05 2,53

Модель 2 49,18 (12,53) 880,56 29,31 14,73 0,05 0,06 2,66

Модель 3 29,99 (7,28) 382,0 11,4 (4,09) 5,94 0,03 0,02 1,41

Модель 4 60,09 (6,02) 250,4 11,54 (4,32) 4,76 0,44 0,03 2,47

Примтка: у дужках наведенi наступи! значення за шкалою напружень, за виключенням концентра-тор!в (основн! значення).

Таблиця 3. Максимально допустим'1 навантаження на елементи модел!, Н

BapiaHT фшсацГГ юсткових вщламюв Допустимi навантаження на великогомшкову юстку Допустимi навантаження на малогомшкову кютку Допустимi навантаження на фшсатор

Модель 1 534,23 388,97 1120,32

Модель 2 644,65 483,78 275,59

Модель 3 1109,55 1115,18 1974,94

Модель 4 1341,78 1701,28 1869,79

ливо довело доцтьнють використання саме штрамеду-лярного блокованого остеосинтезу та LCP-пластин при розташуванн1 !х бтатерально для ще! категори пащен-т1в. Отримаш в результат1 досл1дження дан1 в подальшо-му будуть служити базою для розробки алгоритму х^рур-пчного л1кування пац1ент1в 1з ППВВК.

Традицшний п1сляоперац1йний режим для пащен-т1в з ППВВК передбачае приблизно шють тижн1в без навантаження на инщвку. В основному це пов'язано з пересторогою хирурга щодо виникнення рефрактури. Деяи ортопеди сьогодн1 дозволяють негайне дозоване навантаження на кшщвку, однак настанов чи протоко-л1в щодо термшв та величини навантаження на проопе-ровану к1нц1вку на даний момент не юнуе [12, 13]. Тому перенос маси тла на оперовану кшщвку базуеться ви-ключно на емп1ричних судженнях хирурга. На це суджен -ня впливають фактори пац1ента — 1ндекс маси тла, в1к, яисть кусток, когштивш порушення, р1вень моб1л1зац1! до перелому та дотримання пац1ентом рекомендованих обмежень, а також складнють перелому, отриманий результат х^рурпчного втручання, надшнють ф1ксац1! вщ-ламк1в 1 швидисть репаративних процес1в. Проведене дослщження дозволяе стверджувати, що негайне дозоване навантаження може бути застосовано тсля штра-медулярного блокованого остеосинтезу та остеосинтезу 1з бтатеральним застосуванням LCP-пластин для пащ-ент1в п1сля х1рурпчного втручання з приводу ППВВК.

Висновки

1. При переломах проксимального вщдту великогомт-ково! истки для забезпечення надйно! фшсацй исткових фрагмент1в доцшьно застосовувати 1нтрамедулярний бло-куючий остеосинтез металевими стрижнями або, альтернативно, LCP-пластини при !х бтатеральному розташуванн1.

2. Не рекомендовано застосування LCP-пластин при !х унтатеральному розташуванн1 по мед1альнш або латеральн1й поверхн1 великогом1лково! истки у зв'язку з перевищенням референтних значень меж мщносп як ф1ксатора, так 1 кустки.

3. Модел1 1з застосуванням 1нтрамедулярного бло-куючого остеосинтезу металевими стрижнями та LCP-пластин, розташованих б1латерально, витримують бшьш1 статичн1 навантаження (р < 0,05) пор1вняно з моделями з унтатеральним розташуванням LCP-пластин, що при ктшчному використанн1 дозволяе проводити ранню реабштацш пац1ент1в.

4. Дозоване навантаження на оперовану инщвку в рамках реабштацшних заход1в, що забезпечуе стиму-

лювання остеорепаративних процесiв у ранш термiни, дозволяе знизити вiдсоток шсляоперацшних функцiо-нальних ускладнень.

5. Результати дослiдження в подальшому можуть служити основою для розробки алгоритму хiрургiчного лiкування та реабштаци пацiентiв з ППВВК.

Конфлжт штереав. Автори заявляють про вщсут-нiсть конфлiкту iнтересiв та власно! фшансово! защ-кавленостi при шдготовщ дано! статтi.

Список лiтератури

1. Ахтямов И.Ф., Кривошапко Т.М., Кривошапко С.В. Послеоперационная реабилитация больных с внутрисуставными повреждениями коленного сустава и их последствиями (обзор литературы). Гений ортопедии. 2002. № 2. C. 150-155.

2. Боев В.Д., Сыпченко Р.П. Компьютерное моделирование. М.: ИНТУИТ.РУ, 2010. 349с.

3. Гиршин С.Г. Клинические лекции по неотложной травматологии. М.: Азбука, 2004. 543 с.

4. Зациорский В.М., Аруин А.С, Селуянов В.И. Биомеханика двигательного аппарата человека. М.: Физкультура и спорт, 1981. 143 с.

5. Королев А.Л. Компьютерное моделирование. М.: Бином. Лаборатория знаний, 2010. 232 с.

6. Лапач С.Н., Чубенко А.В., Бабич П.Н. Статистические методы в биологических исследованиях с использованием Excel. К.: Морион, 2000. 320с.

7. Мшцер О.П. Ыформацшш технологи в охорош здоров'я i практичны медициш: [у 10 кн.]: Оброблення клнчних i експериментальних даних у медициш: Навч. поаб. Кн. 5. К.: Вища школа, 2003. 350с.

8. Гилев М.В., Волокитина Е.А., Антониади Ю.В., Чер-ницын Д.Н. Новые подходы к лечению внутрисуставных переломов проксимального отдела большеберцовой кости. Уральский медицинский журнал. 2012. № 6. С. 121-127.

9. Мюллер М.Е., Альговер М., Шнайдер Р., Виллин-гер Х.М. Руководство по внутреннему остеосинтезу. М.: Медицина, 1996. 750 с.

10. Patil S., Mahon A., Green S, McMurtry I., Port A.. A biomechanical study comparing a raft of 3.5 mm cortical screws with 6.5 mm cancellous screws in depressed tibial plateau fractures. Knee. 2006. Vol. 13. № 3. Р. 231-235.

11. JiangR., Luo C.F., WangM.C., Yang T.Y., Zeng B.F. A comparative study of Less Invasive Stabilization System (LISS) fixation and two-incision doubleplatingfor the treatment of bicondylar tibial pbteau fractures. Knee. 2008. Vol. 15. № 2. P. 139-143.

12. Mohamed M, Khedr A, Zaki L, Khaled S, Balbaa A. Effect of introducing early weight bearing training in rehabilitating patient with tibial plateau fracture fixed with open reduction internal fixation. Bioscience Research. № 16(2). P. 1232-1242.

13. Haak K., Palm H., Holck K, Krasheninnikoff M, Gebuhr P., Troelsen A. Immediate weight-bearing after osteosynthesis of proximal tibial fractures may be allowed. Danish Medical Journal. 2012. № 59(10). P. 4515.

14. Kubichek M, Florian Z. Stress strain analysis of Knee joint. Engineering Mechanics. 2009. № 5(16). P. 315322.

15. Miler K, Nielsen P.M.F. Computational biomechanics for medicine. Springer + Business Media, LLS, 2010. 155p.

OmpuMaHo/Received 11.02.2020 Peu,eH30BaH0/Revised 20.02.2020 npuuHamo дo dpyny/Accepted 21.02.2020 ■

Лазарев И.А.1, Чип Е.Е.2, Калашников А.В.1, Скибан М.В.1

1ГУ «Институт травматологии и ортопедии НАМН Украины», г. Киев, Украина

2КНМП «Глобинская центральная районная больница», г. Глобино Полтавской обл., Украина

Биомеханический анализ надежности фиксации костных отломков при остеосинтезе переломов проксимального отдела большеберцовой кости LCP-пластиной и интрамедуллярным блокированным стержнем

Резюме. Актуальность. Переломы проксимального отдела большеберцовой кости (ППОБК) составляют до 5 % среди всех переломов костей скелета и часто сопровождаются повреждением важных мягкотканных структур и компрессией костной ткани со стороны суставной поверхности. Актуальность данной проблемы определяется тем, что для ППОБК характерна высокая частота неблагоприятных функциональных результатов: нередко в отдаленном периоде после травмы развиваются деформирующий остеоартроз, контрактуры, нестабильность коленного сустава. По данным ряда авторов, перечисленные выше осложнения встречаются в 5,8—28 % случаев, при этом выход на инвалидность достигает 5,9—9,1 %. Все это обусловливает большую медико-социальную значимость проблемы, а определение наиболее эффективного метода лечения этой патологии является актуальным вопросом современной травматологии. Материалы и методы. На начальном этапе по данным анатомических моделей и КТ-сканов средствами SolidWorks создана твердотельная 3D-модель голени, которая насчитывала такие элементы, как большеберцо-вая и малоберцовая кости, межкостная мембрана, связки проксимального и дистального межберцового сочленения (перелом проксимального отдела большеберцовой кости). Далее разрабо-

таны четыре варианта фиксации костных отломков с применением пластин ЬСР и интрамедуллярного блокирующего остео-синтеза металлическим стержнем. На следующем этапе заданы граничные условия закрепления и нагрузки модели массой тела в среднем 75 кг (750 Н) и создана конечно-элементная модель, которая насчитывала 381 787 узлов и 206 583 элемента. Результаты. Более равномерное распределение напряжений на всех элементах модели происходит при применении интрамедулляр-ного блокирующего стержня, нагрузки на металлические части, кость и связки меньше, чем нагрузка в моделях 1 и 2. Показатели деформаций и общих перемещений модели при этом также незначительны, что говорит о достаточной стабильность отломков и способа остеосинтеза в целом. Подобная ситуация наблюдается и при использовании пластин ЬСР при их билатеральном применении (модель 3). Выводы. Результаты исследования в дальнейшем могут служить основой для разработки алгоритма хирургического лечения и реабилитации пациентов с ПОБВК. Ключевые слова: конечно-элементное моделирование; переломы проксимального отдела большеберцовой кости; напряженно-деформированное состояние; ЬСР-пластина; интраме-дуллярный блокированный стержень

I.A. Lazarev1, E.E. Chip2, A.V. Kalashnikov1, M.V. Skiban1

1SI "Institute of Traumatology and Orthopedics of NAMS of Ukraine", Kyiv, Ukraine 2Emergency Room "Hlobynska CDH", Hlobyno, Poltava Region, Ukraine

Biomechanical analysis of reliability of fragments fixation during the osteosynthesis of the proximal tibial fractures with LCP-plate and the intramedulary locking nail

Abstract. Background. The proximal tibial fractures (PTF) amount for 5 % of all skeletal bone fractures and are often accompanied by damage to the important soft tissue structures and bone compression in the tibial plateau. The urgency of this issue is determined by the fact that the PTF is characterized by a high frequency of adverse functional results: often, in the distant period after the injury, the osteoarthritis, contractures, instability of the knee develop. According to some authors, the rate of the above complications ranges from 5.8 to 28 %, with the output of disability of 5.9—9.1 %. All these cause great medical and social significance of this problem, and determination of the most effective method of this pathology treatment is an urgent issue of modern traumatology. Materials and methods. At the initial stage, according to the anatomical models and CT scans, a solid 3D model of the tibia, which included elements tibia, fibula, intercostal membrane, ligaments of the proximal and tibiofibular ligament (fracture of the proximal tibia) is created in Solid Works software package. In the following, 4 variants of bone fragments osteosynthesis using LCP-plates and intramedullary

locking nail were developed. At the next stage, the boundary conditions for fixing and loading the model with a bodyweight corresponding to the average bodyweight of 75 kg (750 H) were applied, and a finite element model was created, which numbered 381,787 knots and 206,583 elements. Results. More uniform stress distribution on all elements of the model occurs when applying the intramedullary locking nail (model 4), the stress on the metal parts, bone and ligament is less than the stress on the elements in models 1 and 2. The strain and total deformation values of the model 4 are also insignificant and less than the strain on the elements of model 1 and 2, which indicates sufficient stability of the fragments and the method of osteosynthesis as a whole. A similar situation was observed in the case of the use of LCP-plates in their bilateral application (model 3). Conclusions. The results of the study can further serve as a basis for the algorithm of the development of surgical treatment and rehabilitation of PTF patients.

Keywords: finite element modeling; fractures of the proximal tibia; stress-strain state; LCP-plate; intramedullary locking nail

i Надоели баннеры? Вы всегда можете отключить рекламу.