CC BY
48
I
Орипнальы досл1дження
Original Researches
Травма
УДК004.942; 616.71-001.5-089.227.84; 616.718,55/65
ГУЦУЛЯКВ.1.1, СУЛИМА В.С.1, ШБЕЛЬ 1.В.2 Чвано-Франювський нацональний медичний ун'терситет 2МКЛ № 1, м. 1вано-Франтськ
BÍOMEXAHÍ4HE ОБГРУНТУВАННЯ KAÍHÍ4HOrO ЗАСТОСУВАННЯ УЫВЕРСАЛЬНОГО АПАРАТА 3 АДАПТАЦ|8Ю ФОРМИ ОПОР ДО АНАТОМ|ЧНО1 КОНФ1ГУРАЦП СЕГМЕНТА К|НЦ|ВКИ
Резюме. Авторами проведено тривим1рне комп'ютерне моделювання бюмехан/чних систем двох моделей: I — «великогомлкова юстка — апарат Г.А. ¡л/зарова з ексцентричним розташуванням опор»; II — «ве-ликогомлкова юстка — у^версальний апарат з адаптац/ею форми до конф/гурацИ сегмента» в програмi Autodesk Inventor 11 з використанням методу юнцевих елемент.
Основним завданням було визначення величини навантажень в рiзних напрямках, при яких вдбуваеться критичне змiщення фрагмента на 1 мм.
Згдно з отриманими результатами змiщення дистального фрагмента на 1 мм у II моделi вдбуваеться при прикладаннi сили навантаження вздовж оа Y величиною в 1194 Н, вздовж оа Х—495 Н, вздовж оа Z — 465 Н та моменту сили вдносно ос Y215 Н • м, що порiвняно з I моделлю бльше вдповдно на 55,47 (768 Н), 15,65 (428 Н), 12,05 (415 Н) та 26,47 % (170 Н • м).
У двох моделях жорстюсть фiксацi¡ фрагмент е адекватною для забезпечення можливост одноопорного стояння на травмова^й юнц/вц/. З двох вищенаведених бомеха^чних систем конструкщя у^версального апарата для черезюсткового остеосинтезу (II модель) завдяки можливост адаптацП форми опор до анато-мiчно¡ конфгураци сегмента забезпечуе достатнiй запас жорсткост для раннього осьового навантаження травмовано¡ юнщвки пд час ходьби, що, очевидно, дозволить оптимiзувати термни та анатомо-фун/що-нальнi результати лкування хворих з переломами юсток гомлки.
Ключом слова: апарат зовншньо¡фксацИ тривимiрна модель, метод юнцевих елемент жорстюсть фксацИ
Вступ
Адекватнють вибору методу фшсащ! перелому сут-тево залежить вщ розумшня бюмехашчних аспекпв впливу засобiв остеосинтезу на репаративну регене-рацш истки. Актуальною та недостатньо вивченою проблемою ортопед11' та травматолоп! залишаеться бю-мехашка остеосинтезу. Визначальним критерiем здат-ност фшсатора протидiяти зовшшшм зусиллям при виконанш стабтьно-функцюнального остеосинтезу е жорстюсть фшсащ! фрагмент. Сучасш науковi досль дження спрямоваш на пошук шляхiв оптимiзацif вза-емовпливу бюмехашчно! системи «фшсатор — ыстка» в умовах перелому [1, 11].
Вщомо, що надмiрна рухомють в мющ дотику юст-кових фрагменпв сповтьнюе процес формування ысткового зрощення [7]. Тому основним завданням черезысткового компресшного остеосинтезу е ство-рення оптимально! стабильно! фiксацif юсткових вщ-ламк1в, що створюе сприятливi механiчнi умови для процесу консолщащ! [9].
На стабiльнiсть апарата зовшшньо! фiксацif (АЗФ) суттево впливае дiаметр опор. Зменшення вiдстанi мiж
точками фшсащ! спицi збiльшуе загальну жорстысть конструкцif [3, 11]. Аналопчна тенденщя властива всiм системам зовнiшнiх фiксаторiв. Чим ближче компо-ненти рами апарата розташоваш до кiстки, тим вища стабiльнiсть конструкцif [8, 12].
Отже, одним iз шляхiв покращення бiомеханiчноf взаемодif при черезк1стковому остеосинтезi е оптимь зацiя геометрif зовшшшх опор. Конструкцiя бiльшостi вiдомих апарапв зовнiшньоf фiксацif передбачае вико-ристання ильцевих опор. В клiнiчнiй практищ також використовують фiксуючi апарати з овальними, ква-дратними, шестикутними та шшими формами опор [3, 6]. Пошук авторами оптимально! форми опори АЗФ зумовлений недолшами кшьцевих опор, форма яких не вщповщае анатомiчнiй формi сегмента кiнцiвки, ш-шим бюмехашчним вимогам.
Мета роботи: бюмехашчно обгрунтувати доцть-нiсть клiнiчного застосування унiверсального апарата
© Гуцуляк В.1., Сулима В.С., Шiбель 1.В., 2014 © «Травма», 2014 © Заславський О.]Ю , 2014
Г
а б
Рисунок 1. Загальний вид в аксонометрп тривим!рних геометричних моделей: а) «гомлка — АЗФ з ексцентричним розташуванням опор»; б) «гомтка — ушверсальний апарат з адаптац!ею форми опор до конф^рацИ' сегменту ^н^вки»
з адаптащею форми опор до aHaT0MÍ4H0i конфцураци сегмента травмовано! кшщвки.
MaiepiaA i методи
Для порiвняльного вiртуального бюмехашчно-го математичного дослiдження в програмi Outod es k Inven tcr 11 створеш двi тривимiрнi геометричнi моделк I — «гомiлка — апарат Г.А. Ызарова з ексцентричним розташуванням опор» (рис. 1а)/ II — «гомшка — ушверсальний апарат з адаптащею форми опор до конфь гураци сегмента кшщвки» (рис. 1б).
ЮЪ ель сегмента гомшки створена на основi томо-графiчних зрiзiв, проведених через 0,5—1 см. При тд-
Таблиця 1. Механ1чн1 характеристики матер'/ал'/в, використанихдля побудови моделей бiомеxанiчниx систем
Мтер;ал М дул ь Юнга, Е (МПа) Коефщ-ент Пуас -сона, V МЖ а текуч octí (М а)
Юр тикаль-на кюткова тканина 18 350 0,3 128
Губас та KicTKOBa тканина 330 0,3 10
СуглоСов ий >р ящ 10,5 0,49 2
Сталь марки 12Х18Н10Т 198 000 0,3 550
рахунках звертали увагу також на структуру бюлопчних тканин: компактна i губчаста тстка, хрящова тканина. При визначеннi властивостей тсткових структур ма-терiал вважали однорiдним та iзотропним. ]tek ашчш характеристики матерiалiв наведенi в табл. 1.
O^eMi складовi апаратiв розташовували вщповщ-но до методу дослщження черезк1сткових модулiв [1, 6]. Апарат, що фiксуe два фрагменти, позначаеться як модуль третього порядку (ММ ).
Компонування апарата обрано за типом Ш к = Ш к А Ш к, де Ш к i ММ к — це комбшоваш мо-душ другого i третього порядку, яи передбачають вико-ристання спиць та стрижшв як чeрeзкiсткових елемен-пв комбшаци. Апарат складали з чотирьох опор, у двох з яких фшсували проксимальний фрагмент, а в двох шших — дистальний. За допомогою робочих площин сегмент умовно подшили на вiсiм рiвнiв. елювання поперечного перелому великогомшково1 кiстки провели на V рiвнi, вiдповiдно на IV i VI рiвнях розташованi опори з замкнутим контуром, а на III та VII рiвнях — опори секторного типу. У двох центральних опорах, що виконаш з замкнутим контуром, як черезыстков1 еле-менти використовували по двi спицi дiамeтром 2,2 мм. У двох опорах секторного типу, що знаходяться на вщ-далi вiд перелому, — по два стрижш Шанца дiамeтром 6 мм. Особливютю взаемного розташування двох спиць в кожнш опорi було 1х проведення на вiдстанi, що вщ-повiдаe товщинi опори i цим забезпечуе вшсутшсть 1х прогинання при натягуванш та рiвномiрний розподш навантаження мiж ними. Cпицi в опорах проводили шд кутом 60° одна до одно'!. Як вщомо, при кутах пере-хресту спиць вш 0 до 60° сила !х натягу зменшуеться, а вш 60 до 90° — зростае [8].
З метою вивчення жорсткост фшсаци фрагмeнтiв вищeнавeдeнi гeомeтричнi модeлi пiсля шактиваци м'якотканинних структур експортували в програмний модуль Stres s Onalys is, в якому 1'х перевели в кшцево-eлeмeнтнi модель Як основний елемент використовували тетраедр. Уш розрахунки проводили за загальни-ми схемами фшсаци та навантаження змодельованих систем для можливост виконання порiвняльного ана-лiзу рiзних систем зовшшньо1 фшсаци [6]. За^плення великогомшково1 кiстки проводили на торцевш по-вeрхнi eпiфiза проксимального фрагмента.
Основним завданням дослщження було визначен-ня навантаження в рiзних напрямках, при якому вш-буваеться змщення дистального фрагмента на 1 мм, що вважаеться несприятливим критичним для фор-мування первинного зрощення [1, 6]. Вектори наван-тажень прикладали до дистального фрагмента кiстки в шести стандартних ступенях свободи [2, 4]. При ви-значенш результапв пeрeмiщeнь похибка становила ±0,025 мм.
Результати та ix обговорення
При створенш кшцево-елементно1 сiтки для I мо-дeлi к1льк1сть eлeмeнтiв становила 400 350, кшьысть вузлiв — 671 393/ для II модeлi — дещо бiльшe, вшпо-вшно — 408 190 та 688 631.
Взул ьтати числових розрахункiв при прикладанш навантажень, що призводять до критичного змщення дистального фрагмента в площиш перелому, зведенi в табл. 2.
При дослщженш поздовжньо! жорсткостi для обох моделей властивi найвищi показники (табл. 2). Так, змь щення дистального фрагмента на 1 мм у II моделi вщбу-ваеться при прикладанш компресшного навантаження (вздовж ос У) величиною в 1194 Н, що на 55,47 % пере-вищуе показники I моделi (768 Н). Розподт перемiщень в системах «ыстка — фиксатор» наведений на рис. 2, стршкою вказано вектор навантаження (за вюсю сегмента), змщення зображено схематично подвоенням контурiв исток та елементав конструкцif. На виноснш кольоровiй шкалi позначено числовий градiент змь щення. Дiлянка моделi, що залишаеться без змiщення, зображена зеленим кольором. Дтянка, що змiщуеться зi знаком «А», — червоним, зi знаком «—» — синiм. На виносках вказано максимальне та мшмальне змiщення дистального фрагмента в площиш перелому.
При дослщженш поперечно! жорсткост вздовж oci Х (рис. 3, 4) змщення дистального фрагмента на 1 мм в II моделi вщбуваеться при моделюванш приведення та вщведення (у фронтальнiй площинi) при навантаженш величиною в 495 Н, що порiвняно з I моделлю (428 Н) бiльше на 15,65 %.
При дослщженш поперечно! жорсткосп у сапталь-нiй площинi (вздовж ош Z) (рис. 5, 6) змщення дистального фрагмента на 1 мм в II моделi вщбуваеться при моделюванш згинання i розгинання при навантаженш величиною в 465 Н, що порiвняно з I моделлю (415 Н) бтьше на 12,05 %.
Поперечна жорстюсть фшсаци' фрагмент у фрон-тальнш площинi в обох моделях (428 та 495 Н) вища, шж у сагiтальнiй площинi (415 та 465 Н), що зумовлено особливютю розташування черезюсткових елементiв, яю проведенi з тупим (120°) вщкритим допереду кутом перехресту.
При дослщженш ротацiйноï жорсткостi (рис. 7, 8) змщення дистального фрагменту на 1 мм в II моделi
Напрям навантаження Величина навантаження Величина змщення дистального фрагмента (мм)
1 II Y X Z
I II I II I II
Вздовж oci Y (компреая) 768 Н 1194Н 0,995 1,001 0,001 0,060 0,192 0,126
Вздовж oci X (приведення) 428 Н 495 Н 0,301 0,126 1,008 1,018 0,11 0,033
Вздовж oci X (вщведення) 428 Н 495 Н 0,299 -0,118 -1,008 -1,019 -0,11 -0,031
Вздовж оа Z (розгинання) 415 Н 465 Н -0,272 -0,273 0,072 0,104 0,991 1,025
Вздовж оа Z (згинання) 415 Н 465 Н -0,072 0,276 0,274 -0,104 -0,993 -1,024
Навколо оа Y (внутршня рота^я) 170 Н-м 215Н-м 0,029 0,065 1,003 1,006 0,399 0,665
Навколо оа Y (зовншня ротащя) 170 Н-м 215Н-м -0,026 -0,071 -1,003 -0,996 0,438 0,413
Рисунок 2. Розпод'ш перемщень за вСсю Y при моделюванш компресп: а) I модель; б) II модель (вид в аксонометрИ)
Таблиця 2. Пор1вняльна характеристика показниюв навантажень I та II моделей, що призводять до критичного змiщення дистального Ысткового фрагменту
Рисунок 3. Розподл перем!щень за вссю X при моделюванн! приведення: а) I модель; б) II модель (вид в аксонометрИ)
Рисунок 4. Розподл перем!щень за вссю X при моделюванн вщведення: а) I модель; б) II модель (вид в аксонометрИ)
Рисунок 5. Розподл перемщень за в'1ссю Z при моделюваннi згинання: а) I модель; б) II модель (вид в аксонометрИ)
Рисунок 6. Розподл перем!щень за вссю Z при моделюванн! розгинання: а) I модель; б) II модель (вид в аксонометрИ)
Рисунок 7. Розподл перем!щень за вссю Xпри моделюванн внутр!шньо/ ротацИ: а) I модель; б) II модель (вид в аксонометрИ)
Рисунок 8. Розподл перем!щень за вссю X при моделюванн зовншньо'1 ротацИ: а) I модель; б) II модель (вид в аксонометрИ)
вiдбуваеться при прикладаннi моменту сили за вюсю Х величиною 215 Н«м, що порiвняно з I моделлю бiльше на 26,47 % (170 Н-м).
Проведенi бiомеханiчнi дослiдження виявили, що при прикладанш змiщуючих зусиль на стиснення, згин та кручення ушверсальний апарат для через-ысткового остеосинтезу [5] завдяки бiльш ефектив-нiй геометрif опор забезпечуе бшьшу жорсткiсть фш-сацif фрагментiв порiвняно з апаратом Г.А. Iлiзарова. Це, власне, i доводить можливiсть кшшчного засто-сування розробленого апарата для лшування хворих з переломами ысток не тiльки гомiлки, але й шших сегментiв.
З клiнiчного огляду для вiдновлення опiрноf здат-ност кiнцiвки вагомою е здатнiсть конструкци забез-печити стабiльнiсть фiксацif фрагмент при !х осьо-вому навантаженш пiд час одноопорного стояння та ходьби.
Виходячи з того, що сила Б = mg (т — маса тла, g — прискорення втьного падiння, що становить 9,80665 м/с2), то для людини з середньою масою тiла (70 кг) сила осьового навантаження пщ час опори на одну ынщвку становить: Б = 70 кг • 9,80665 м/с2 = 686,466 Н.
Враховуючи, що коефiцiент жорсткостi (К) при моделюванш компресif для I дослщжувано! моде-лi становить К^ компрес = 768 Н/мм, а для II модел^ К^ компрес = 1194 Н/мм, то в обох моделях жорстысть фiксацif фрагмент е адекватною для забезпечення можливост одноопорного стояння на травмованiй ыншвщ.
Вiдомо, що навантаження на одну ыншвку пiд час ходьби становить 120—130 % вщ маси тта [10]. Для людини з середньою масою тша сила навантаження на одну кшщвку шд час ходьби становить: Б = 70 кг х х 9,80665 м/с2 • 1,3 = 892,405 Н.
Отже, з двох вищенаведених бiомеханiчних систем ттьки конструкцiя АЗФ II моделi забезпечуе достат-нiй запас жорсткост (1194 Н) для раннього повно-цiнного навантаження травмовано! кiнцiвки тд час ходьби.
В розробленому унiверсальному апарата (II модель) адекватна жорстысть конструкци досягаеться завдяки адаптаци розмiрiв та форми опор до анатомiчноf кон-фiгурацif сегмента. Це дозволяе наблизити точки фш-сацif черезысткових елемент та, вiдповiдно, зменши-ти плечi !х навантаження в конструкцif. А це, у свою чергу, забезпечуе можливють раннього навантаження травмовано! ынщвки.
Подальш1 науковi дослiдження повиннi бути спря-мованi на удосконалення конструкцшних властивос-тей АЗФ та використання нових композитних матерь алiв для !х виготовлення.
Висновки
Порiвнюючи жорстысть фшсаци фрагментiв вели-когомiлковоf ыстки при використанн1 обох моделей (I i II), ми виявили оптимальш показники для забезпечення можливост одноопорного стояння на травмованiй ыншвщ.
В унiверсальному anapaTi для черезысткового остеосинтезу (II модель) завдяки можливост адаптации форми опор до aнaтомiчноï конфiгуpaцiï сегмента жорстысть фшсаци' фpaгментiв поpiвняно з апаратом Г.А. Ызарова (I модель) вища на 55,47 % при прикладанш компресшних, на 12,05—15,65 % — поперечних та на 26,47 % — ротацшних змщуючих зусиль. Це забезпечуе можливють не ттьки одноопорного стояння, але й проведення раннього навантаження пошкодже-но1 ынщвки пiд час ходьби, що, очевидно, дозволить оптимiзувaти теpмiни консолидацию та анатомо-функ-цiонaльнi результати лшування хворих iз переломами кiсток гомшки.
Список л1тератури
1. Бушманов А.В. Методика имитационного моделирования механического поведения фиксирующих устройств в травматологии/А.В. Бушманов//Вестник ТОГУ. - 2009. - № 4 (15). - С. 61-69.
2. Бушманов А.В. Система имитационного моделирования фиксирующих конструкций в травматологии /
A.В. Бушманов // Медицинская информатика. -2010. - № 1 (23). - С. 43-49.
3. Ли А.Д. Руководство по чрескостному компресионно-дистракционному остеосинтезу/А.Д. Ли, Р.С. Баши-ров. — Томск: Красное знамя, 2002. — 307 с.
4. Математичне моделювання дiафiзарних деформацш довгих ксток / О.А. Тяжелов, Н.Ю. Полетаева, К.К. Романенко [и др.]// Ортопедия, травматология и протезирование. — 2010. — № 3. — С. 61-63.
5. Пат. № 99872 Украша, МПК А61В 17/58. Ушверсальний апарат для черезксткового остеосинтезу / В.1. Гуцуляк (Украта) — а 2011 01932; Заяв. 18.02.2011; Опубл. 10.10.2012. Бюл. № 19.
6. Соломин Л.Н. Основы чрескостного остеосинтеза аппаратом Г.А. Илизарова / Л.Н. Соломин. — СПб.: Морсар АВ, 2005. - 544 с.
7. Стецула В.И. Чрескостный остеосинтез в травматологии /В.И. Стецула, А.А. Девятов. — К.: Здоров 'я, 1987. - 200 с.
8. Шевцов В.И. Аппарат Илизарова. Биомеханика /
B.И. Шевцов, В.А. Немков, Л.В. Скляр. — Курган: Периодика, 1995. — 165 с.
9. Шевцов В.И. Дефекты костей конечностей. Чрес-костный остеосинтез по методикам Российского научного центра «ВТО» им. академика Г.А. Илизарова / В.И. Шевцов, В.Д. Макушин, Л.М. Куфтырев — М.: Зауралье, 1996. — 504 с.
10. Янсон Х.А. Биомеханика нижних конечностей человека /Х.А. Янсон. — Рига: Зинатне, 1975. — 324 с.
11. Fragomen al. T. The mechanics of external fixation / A.T. Fragomen, S.R. Rozbruch // HSS J. - 2007. -Vol. 3(1). - P. 13-29. doi: 10.1007/s11420-006-9025-0.
12. Grivas T.B. The use of twin-ring Ilizarov external fix-ator constructs: application and biomechanical proof-of principle with possible clinical indications / T.B. Grivas, E.A. Magnissalis // J. Orthop. Surg. Res. — 2011. — Vol. 6. - P. 41. doi: 10.1186/1749-799X-6-41.
Отримано 14.11.14 ■
ГуцулякВ.И.1, Сулыма В.С.1, Шибель И.В.2 1Ивано-Франковский национальный медицинский университет
2ГКБ № 1, г. Ивано-Франковск
БИОМЕХАНИЧЕСКОЕ ОБОСНОВАНИЕ КЛИНИЧЕСКОГО ПРИМЕНЕНИЯ УНИВЕРСАЛЬНОГО
АППАРАТА С АДАПТАЦИЕЙ ФОРМЫ ОПОР К АНАТОМИЧЕСКОЙ КОНФИГУРАЦИИ СЕГМЕНТА КОНЕЧНОСТИ
Резюме. Авторами проведено трехмерное компьютерное моделирование биомеханических систем двух моделей: I — «боль-шеберцовая кость — аппарат Г.А. Илизарова с эксцентрическим расположением опор»/ II — «большеберцовая кость — универсальный аппарат с адаптацией формы к конфигурации сегмента» в программе Outodesk Inventor 11 с использованием метода конечных элементов
Основной задачей было определение величины нагрузок в различных направлениях, при которых происходит критическое смещение фрагмента на 1 мм.
Согласно полученным результатам смещение дистального фрагмента на 1 мм во II модели происходит при приложении силы нагрузки вдоль оси Y величиной 1194 Н, вдоль оси Х — 495 Н, вдоль оси Z — 465 Н и момента силы относительно оси Y 215 Н*м, что в сравнении с I моделью больше соответственно на 55,47 (768 Н), 15,65 (428 Н), 12,05 (415 Н) и 26,47 % (170 Н-м).
В двух моделях жесткость фиксации фрагментов является адекватной для обеспечения возможности одноопорного стояния на травмированной конечности. Из двух вышепредстав-ленных биомеханических систем конструкция универсального аппарата для чрескостного остеосинтеза (II модель) благодаря возможности адаптации формы опор к анатомической конфигурации сегмента обеспечивает достаточный запас жесткости для ранней осевой нагрузки травмированной конечности во время ходьбы, что, очевидно, позволит оптимизировать сроки и анатомо-функциональные результаты лечения больных с переломами костей голени.
Ключевые слова: аппарат внешней фиксации, трехмерная модель, метод конечных элементов, жесткость фиксации.
Hutsuliak V.l.1, Sulyma V.S.1, ShibelI.V.2 1Ivano-Frankivsk National Medical University 2City Clinical Hospital № 1, Ivano-Frankivsk, Ukraine
BIOMECHANICAL GROUNDS FOR CLINICAL APPLICATION OF UNIVERSAL DEVICE WITH ADAPTATION OF SUPPORTS SHAPE TO THE ANATOMICAL CONFIGURATION OF EXTREMITY SEGMENT
Summary. The authors have carried out three-dimensional computer simulation of biomechanical systems of two models: I — «tibia — G.O. Ilizarov's device with eccentric location of supports»/ II — «tibia — universal device with shape, adapting to configuration of a segment» in Outodesk Inventor 11 program using finite element method.
The main objective was determining the load in various directions, characterized by 1-mm shift of the fragment, which is considered critical.
Occording to the findings, 1-mm shift of the distal fragment in II model occurs, when the loading, applied along the Y-axis, is 1194 along the X-axis — 495 along the Z-axis — 465 N and the moment of force along the Y-axis — 215 N *m, which in comparison with I model is higher by 55.47 (768 I) , 15.65 (428 N), 12.05 (415 I) and 26.47 % (170 N m), respectively.
In two models stiffness of fragments fixation is adequate to enable single-leg standing on the injured limb. Of the two above presented biomechanical systems, the design of the universal device for transosseous osteosynthesis (II model), owing to possibility of adaption of supports shape to anatomical configuration of a segment, provides adequate margin of stiffness for early axial loading to a damaged limb during the walk, thus obviously allowing to optimize the duration and anatomic-functional outcomes of treatment of patients with tibial fractures.
Key words: external fixation device, three-dimensional model, finite element method, fixation stiffness.
