CC BY
20
I
Орипнальы досл1дження
Original Researches
Травма
УДК 616.718.4-007.24-001.5-089.227.84 DOI: 10.22141/1608-1706.6.17.2016.88622
КАЛАШНИКОВ А.В.1, МАЛИК В.Д.2, ЛАЗАРЕВ I.A.1, КАЛАШНИКОВ О.В.1 1ДУ «1нститут травматологи та ортопеди НАМН Укра1ни», м. Ки!в, Украина 2Полтавська обласналкарняiM. М.В. Скл'фосовського, м. Полтава, Укра/на
МАТЕМАТИЧНЕ МОДЕЛЮВАННЯ ОСТЕОСИНТЕЗУ ЧЕРЕЗВЕРТЛЮГОВИХ ПЕРЕЛОМ1В ТИПУ А1 ¡3 ЗАСТОСУВАННЯМ PÎ3HÈX МЕТАЛЕВИХ ÔiKCATOPiB
Резюме. 1з метою визначення оптимального виду остеосинтезу при оперативному лкуванн черезвертлю-гових перелом'в типу А1 проведено комп'ютерне моделювання напружень на металев'1 фiксатори (пластина DHS та PFN-стрижень). Визначено, що найбльш б'юмехан'нно обрунтованою при черезвертлюгових переломах типу А1 е модель PFN-стрижня у вар'юнт'! без застосування гвинтв для дистального блокування, про що свдчать мнмальне напруження на металевому фиксатор/ та наявнсть оптимально!мкрорухливост мЬк кстковими вдламками. Проведене дослдження дозволить визначити диференцйований п^д до лкування хворих ¡з черезвертлюговими переломами стегново! кстки, покращить ефективнсть надання медично! допомоги цй категорп тяжких хворих.
Ключовi слова: комп'ютерне моделювання; черезвертлюгов'1 переломи типу А1; напруження; металев'1 ф ксатори
Вступ
Лшування переломiв проксимального вщдд-лу стегново! шстки (ППВСК) до цього часу за-лишаеться одшею з найбшьш складних проблем у травматологи та ортопеди. ППВСК та !х наслщ-ки щорiчно завдають величезно! шкоди економщ будь-яко! держави. Так, зпдно iз статистичними до-слiдженнями, ППВСК становлять 17 % у структурi травм опорно-рухового апарату, iз них вертлюговi переломи — 35—40 %, шийки стегна — 50—55 % та пiдвертлюговi — 5—10 % [2, 10].
У свиовш практицi давно визнано перевагу й ви-соку ефектившсть оперативного методу лiкування черезвертлюгових переломiв перед консерватив-ним. Хiрургiчне втручання, яке показано бiльше шж у 80 % випадкiв, полягае у вщкритш чи закритiй репозици кiсткових фрагментiв i !х фшсаци рiзни-ми конструкцiями [4, 7]. Але iнодi досить складно визначити час i обсяг хiрургiчного лшування через особливостi загального стану хворого, вибору методу фшсаци (застосування проксимального стегно-вого стрижня, пластини DHS чи iншоi' конструкцii')
або ендопротезування, а також рацюнального ль кування посттравматично! коагулопати [1, 11, 12]. Вибiр методу лiкування переломiв проксимального вiддiлу стегново! кiстки е одним i3 найважливiших, оскiльки вщ цього залежить не тiльки час зрощен-ня перелому, але й вщновлення функци кiнцiвки та поновлення працездатност потерпiлого [4].
На сьогодш в розвинутих кра!нах свiту при лшу-ваннi переломiв проксимального вщдшу стегново! кiстки широко впроваджуються малошвазивш, ма-лотравматичнi технологи iз застосуванням проксимального стегнового стрижня (Tra^antenc gamma nail G 3 — STRYKER, PFN A — SYNTHES, ChFN — ChM). Ця методика оперативного лшування пере-ломiв довгих шсток застосовуеться в 60—70 % хворих [1, 7] i дозволяе на вщмшу вiд ендопротезування в бшьшосп випадкiв зберегти функцiю травмованого кульшового суглоба.
Загальновiдомою класифiкацiею черезвертлюгових переломiв стегново! кiстки е класифшащя АО [11], у якш автори видiляють вертикально неста-бшьний, але стабiльний в горизонтальнiй площиш
© «Травма», 2016 © Trauma, 2016
© Видавець Заславський О.Ю., 2016 © Publisher Zaslavsky O.Yu., 2016
Для кореспонденцп': Калашн1ков А.В., ДУ «1нститут травматологй' та ортопеди НАМН Укра'ши», вул. Бульварно-Кудрявська, 27, м. Кш'в, 01601, Укра'ша; e-mail: kalashnikov26@ukr.net
For Correspondence: A. Kalashnikov, State Institution «Institute of Traumatology аnd Orthopaedics NAMS of Ukraine», Bulvarno-Kudriavska st., 27, Kyiv, 01601, Ukraine; e-mail: kalashnikov26@ukr.net
перелом типу А1, нестабiльний у вертикальны та горизонтальнiй площинах перелом типу А2 та не-стабiльний у горизонтальны та стабiльний у вертикальны площинi перелом типу А3. Проте нами не були знайдеш лггературш данi щодо напружень на блокований штрамедулярний стрижень залежно вщ типу перелому за АО та варiантiв його дистального блокування.
1з моменту появи й упровадження в медичну практику перших iмплантатiв i до недавнього минулого перевiрка 1х бiомеханiчних властивостей здшснюва-лася суто на основi натурних бiомеханiчних дослщв та результатiв кшшчно! практики. Великою мiрою ця тенденцiя збереглася i донинi. Дослiднi зразки iмп-лантапв випробовуються при рiзних навантаженнях на мертвому ыстковому матерiалi та за результатами експерименпв вводяться в лкувальну практику. При цьому застосування пристрою протягом тривалого часу дозволяе остаточно оцшювати його придатнiсть та вдосконалювати методику використання. Звiсно, такий шдхщ вимагае значних матерiальних ресур-шв i займае багато часу. Мехашчш випробування вiдносяться до руйнiвних методiв контролю, тому дослiдження проводяться на мертвому ыстковому матерiалi, який значно поступаеться рiвню фiзи-ко-механiчних властивостей живо'1 тканини. Пря-мi мехашчш дослщження з вивчення штерактивно! поведшки системи «ыстка — iмплантат» достатньо складш та малоiнформативнi через асиметричну гео-метрiю ыстково! тканини, це унеможливлюе точне визначення питомо'1 ваги навантаження як по довжи-ш, так i в перерiзi, а також вщтворення складно-на-пружено'1 схеми одночасних деформацш (стиснення, кручення, згинання, розтяг), що знижуе економiчну й сошальну ефективнiсть таких дослiджень [3].
Водночас здшснюються спроби обГрунтування придатност штучних iмплантатiв на основi ведомостей про бiомеханiку систем людини. При цьому найчастiше проводиться розрахунок наближених схем, що вщображають деяы аспекти поведiнки системи «ыстка — iмплантат», з використанням про-грамних реалiзацiй чисельних методiв, наприклад методу кiнцевих елементiв (МКЕ). Переваги такого шдходу очевиднi: на основi результатiв розрахунку можна робити висновки про роботу iмплантата та його вплив на ыстку i вщмовитися вiд подальшого розгляду очевидно безперспективних конструкцш; з'являеться можливiсть корегувати або змшюва-ти форму компонентiв iмплантата для полiпшення його функцiональностi; вщпадае потреба в прове-деннi численних експерименпв на тваринах; сут-тево знижуеться варпсть та скорочуеться час роз-робки конструкци iмплантата; на основi розподiлу деформуючих напружень можливе точне прогнозу-вання вiддалених результапв [6].
Тому цiкавим у науковому плаш вважаемо прове-дення комп'ютерного моделювання напружень на рiзнi металевi фiксатори при виконаннi остеосин-тезу з приводу черезвертлюгових переломiв типу А1.
Мета роботи — провести комп'ютерне моделювання напружень на pi3Hi металевi фiксатори при виконанш остеосинтезу з приводу черезвертлюгових переломiв типу А1.
Матер1али та методи
Комп'ютерне моделювання проводили в лаборато-р11 бiомеханiки ДУ «1нститут травматологи та ортопеди НАМН Украши». Нами застосовано комп'ютерне моделювання та МКЕ — методи ршення задач мехашки суцiльних середовищ у прикладанш до бiологiчних об'eктiв iз використанням програмно-комп'ютерних комплексiв [8, 9]. Для проведення порiвняльного ана-лiзу надiйностi фiксацii кiсткових вiдламкiв при верт-люгових переломах стегново1 ыстки типу А1 викорис-товували макет стегново1 кустки, у який iмплантовано фiксуючi елементи. Для фiксацii вщламыв застосовува-ли 2 варiанти фшсатс^в — DHS-пластину (1-й варiант) та проксимальний стегновий стрижень (2-й варiант), що забезпечують оптимальнi бiомеханiчнi та бюлопч-нi умови для зрощення переломiв. На основi акшаль-них скашв комп'ютерноi' томографii моделей стегно-воi' кустки з рiзними варiантами фшсаци, отриманих на комп'ютерному томографi Toshiba Asteion Super 4 (Япошя), за допомогою програмного пакета Mimics в автоматичному та натвавтоматичному режимах вщ-творено просторову геометрiю проксимального вщдь лу стегново! кiстки. Моделi в полiлiнiях iмпортовано в середовище Solid Works, де за допомогою вщповщних iнструментiв створено iмiтацiйнi 3D-моделi проксимального вiддiлу стегново1 истки з черезвертлюгови-ми переломами типу А1 та !х фiксацieю за допомогою DHS-пластини та PFN-стрижня.
Подальшi розрахунки здiйснювали МКЕ, що набув поширення як чисельний метод ршення крайових задач меxанiки суцтьних середовищ. Для проведення розраxункiв напружено-деформованого стану (НДС) МКЕ був вибраний програмно-аналггичний комплекс Ansys, розроблений компашею ANSYS Inc. [3, 6].
У розрахунках застосовували фiзичнi властивостi ыстково1 тканини, отриманi з лiтературниx джерел [5]. Розрахунки НДС за допомогою МКЕ проводили для штактно1 моделi з обома варiантами фiксаторiв, а потам iз фiксаторами при черезвертлюгових переломах типу А1 та варiантами дистального блокування (без блоку-вання, 1 гвинтом, 2 гвинтами).
Результати та обговорення
Результати розраxункiв НДС для штактних моделей стегново1 ыстки наведеш на рис. 1—3, де маркерами видтеш показники напружень у найбтьш значимих мiсцяx (в кожнш дiлянцi визначався найбiльш наван-тажений елемент).
Як бачимо з рис. 1, максимальш напруження на стегновш кiстцi локалiзованi в дiлянцi введення ниж-нього гвинта — 11,07 МРа, а також у дтянщ опору дистального ынця фксатора на кiстку — 2,97—3,13 МРа. Також значш напруження спостерiгаються на шийш стегново1 кiстки — 3,13 МРа та на дiафiзi — 4,54 МРа.
Рисунок 1. Показники напружень для модел'1 з ¡нтактною ксткою та йЧБ-пластиною
Рисунок 2. Показники напружень для модел'1 з ¡нтактною ксткою та РРЫ-стрижнем
Рисунок 3. Показники деформа^й для модел'1 з ¡нтактною ксткою та РРЫ-стрижнем
Рисунок 4. Напруження для модел'1 з переломом типу А1 при першому вар 'ант ф!ксацИ
Рисунок 5. Перемщення (Total Deformation) по площин! перелому типу А1 при першому варiантi ф!ксацИ
г) проксимальн гвинти фксатора
Л: Static Struttirid
а) стегнова юстка
б) длянка перелому
в) фксатор
Г) н/жка фксатора
Рисунок 6. Напруження для моделI з переломом типу А1 при другому вар'1ант'1 ф!ксацИ без блокуючих гвинт!в
Рисунок 7. Перем1щення (Total Deformation) по площин! перелому типу А1 при другому вар!ант1 ф!ксацИ без блокуючих
гвинт/в
Рисунок 8. Напруження для модел'1 з переломом типу А1 при другому вар 'ант ф!ксацИ з одним бло-куючим гвинтом
Рисунок 9. Перемщення (Total Deformation) по площинi
перелому типу А1 при другому
варiантi фксацп з одним блокуючим гвинтом
Рисунок 11. Перемщення (Total Deformation) по площинi перелому типу А1 при другому варiантi фксацп з двома блокуючими гвинтами
б) длянка перелому
в) отвори блокуючих ГВИНТ1В
Г) проксимальн гвинти
Ш1 150«
г) фiксатор
д) шжка фксатора
Рисунок 10. Напруження для модел '1 з переломом типу А1 при другому вар 'ант.i ф!ксацИ з двома блокуючими гвинтами
На фiксуючих елементах максимальнi напруження зо-середженi на першому та другому витках рiзьби проксимального (шийкового) гвинта — 21,67—28,37 МРа, в отворi пластини для нижнього гвинта — 73,84 МРа, власне на гвинта — 15,64 МРа.
Зазначеш показники напружень на ыстщ та елементах фшсаци не перевищують допустимих.
Як бачимо з рис. 2, максимальш напруження на стегновш кiстцi локалiзованi в дiлянцi введення бло-куючого гвинта в овальний отвiр — 15,63 МРа. Також шдвищеш показники напружень спостерiгаються в дь лянцi опору дистального ынця фiксатора на кiстку, яы сягають значень 6,62 МРа. На шийщ стегново! кустки показники напружень бтьш^ нiж для попередньо! модели — 3,56 МРа. На елементах фшсаци максимальнi напруження отриманi в дтянщ введення блокуючого гвинта в овальний отвiр — 13,65 МРа, а також на перших витках проксимального (шийкового) гвинта — до 66,10 МРа. У таких умовах у дтянщ введення гвинпв може в!дбуватись незначне зминання ыстково! ткани-ни як у першш модел^ так i в другш, за рахунок чого напруження в цих дтянках значно зменшиться.
Також для дано! моделi подано показники деформа-цiй на кiстцi та елементах фшсаци. Як видно з рис. 3, максимальш деформаци — у зонах максимальних на-вантажень. Так, на стегновш ыстщ максимальш деформаци мають значення 0,001 мм, а на елементах фш-сацй — 0,002 мм. Осыльки щ показники деформацй' е невеликими, при подальших розрахунках будуть визна-чатися лише показники напружень. Змши цих показни-ыв вiдповiдають пропорцiйним лшшним змiнам показ-ниыв деформацiй (лшшна залежнiсть). Залежно вiд цих змш вщбуваеться аналiз забезпечення мiцностi модель
Як бачимо з рис. 2, 3, для дано! моделi умови мщнос-ri також виконуються, тобто зазначенi показники напружень та деформацш на кiстцi та елементах фшсаци не перевищують допустимих.
Надалi розглянуто НДС черезвертлюгового перелому типу А1 у 4 варiантах фiксацi! з деталiзацiею показ-никiв у дiлянцi (площиш) перелому та мiсцях введення гвинтав.
Для першого варiанта фiксатора отримаш показники НДС моделi наведеш на рис. 4.
Як бачимо з рис. 4, максимальш напруження на мо-делi з переломом типу А1 зосередженi в зош перелому на шийцi стегново! ыстки з показниками 4,65 МРа, вони мають локальний характер. У зв'язку з наявнiстю концентраторiв напружень у зош перелому губчасто! кустки з деяким перевищенням меж! !! мщносп в цiй да-лянцi можливе крайове зминання ыстково'! тканини. У дтянщ введення блокуючого гвинта в овальний отв!р показники напружень на стегновш тстщ становлять 4,14 МРа. На фксуючих елементах максимальш напруження: на перших двох витках р!зьби проксимального (шийкового) гвинта — 51,6 МРа, у дтянщ дистального кшця фшсатора в мющ опори на истку — 57,19 МРа.
Максимальш значення перемщень (Total Deformation) по площин! перелому при даному варiантi фшса-ци становили 1,95 мм (рис. 5).
Для другого вар!анта фшсаци без блокуючих гвинтав у круглому й овальному отворах проксимального стег-нового стрижня отримаш показники НДС моделей наведен! на рис. 6.
Як бачимо з рис. 6, максимальш напруження на модел! з переломом типу А1 при другому вар!ант фшсаци без блокуючих гвинтав зосереджеш в зон! перелому на вертлюз стегново! истки з показниками 23,42 МРа, вони мають локальний характер. У зв'язку з наявшстю концентратор!в напружень у зон! перелому губчасто! ыстки з перевищенням меж! !"! мщносп в цш дтянщ можливе крайове зминання ыстково! тканини. На елементах фшсаци максимальш напруження, як i в попередньому розрахунку, спостериаються на перших витках проксимальних (шийкових) гвинпв, сягаючи значень 126,88 МРа, та на шжщ фшсатора — 29,88 МРа, що не перевищуе допустимих значень.
Максимальш значення перемщень (Total Deformation) по площин! перелому при даному вар!ант фшсаци становили 2,26 мм (рис. 7).
Для другого вар!анта фшсатора з одним блокую-чим гвинтом, уведеним в овальний отв!р фшсатора, отримаш показники НДС модел! наведен! на рис. 8.
Як бачимо з рис. 8, максимальш напруження на модел! з переломом типу А1 при другому вар!анп фшсаци з одним блокуючим гвинтом, уведеним в овальний отв!р фшсатора, зосереджеш в зон! введення гвинта — дтянщ контакту з ысткою, — 28,06 МРа, вони мають локальний характер, перебуваючи в межах мщносп кортикального шару стегново! ыстки. У дтянщ перелому напруження не перевищують значень 3,99 МРа. На елементах фшсацп максимальш напруження, як i в попередшх розра-хунках, спостериаються на перших витках проксимальних (шийкових) гвинпв, сягаючи значень 202,77 МРа, та е бтьшими, шж при використанш модел! без гвинпв; на блокуючому гвинп, уведеному в овальний отв!р фшсатора, — 21,07 МРа, на шжщ фшсатора — 25,32 МРа.
Максимальш значення перемщень (Total Deformation) по площин! перелому при даному вар!ант фшсаци становили 2,24 мм (рис. 9).
Для другого вар!анта фшсатора з двома блокуючи-ми гвинтами, уведеними в круглий та овальний отвори фшсатора, отримаш показники НДС модел! наведен! на рис. 10. Як бачимо з рис. 10, максимальш напруження на модел! з переломом типу А1 при другому вар!ант фшсаци з двома блокуючими гвинтами зосереджеш в зон! введення гвинта в овальний отв!р фшсатора — у дтянщ контакту з ысткою — 14,84 МРа, вони мають локальний характер, перебуваючи в межах мщносп кортикального шару стегново! ыстки. У дтянщ перелому напруження не перевищують значень 3,6 МРа. На елементах фшсаци максимальш напруження спостертаються на перших витках проксимальних (шийкових) гвинтав, сягаючи значень 287,39 МРа, та е бтьшими, шж при використанш модел! без гвинтав та на шжщ фшсатора, навколо овального отвору, — 36,84 МРа.
Максимальнi значення перемiщень (Total Deformation) по площиш перелому при даному варiантi фшса-цй становили 2,15 мм (рис. 11).
Отримаш показники НДС моделей наведенi в табл. 1.
Порiвняльний аналiз показникiв напружень на ме-талевих фiксатораx залежно вщ типу перелому та варь анта фшсаци наведений на рис. 12 та 13.
При аналiзi табл. 1 та пстограми 12, 13 визначе-но, що мiнiмальне напруження на металевi фшсато-ри в i'x проксимальних вщдшах було при викорис-таннi пластини DHS та PFN-стрижня у варiантi без застосування гвинпв для дистального блокування. Щ данi статистично вiрогiдно (p < 0,05) вiдрiзняли-ся вiд показниыв при застосуваннi PFN-стрижня з дистальним блокуванням одним чи двома гвин-тами. На дистальному вiддiлi металевих фiксаторiв напруження було вщсутне при використаннi PFN-стрижня у варiантi без застосування гвинпв для дистального блокування, на вщмшу вiд цього напруження при застосуванш пластини DHS збшьшу-валося до максимальних показникiв та становило 57,19 МПа.
Отримаш показники перемщень (Total Deformation) по площиш исткових фрагменпв моделей наве-денi на рис. 14.
При аналiзi рис. 14 визначено, що максимальна, але адекватна мiкрорухливiсть спостериалася при ви-користаннi моделi PFN-стрижня у варiантi без застосування гвинтав для дистального блокування. Щ мiкрорухи сприятимуть покращенню репаративного остеогенезу черезвертлюгових переломiв типу А1. За-надто мiцна фiксацiя при застосуванш пластини DHS (1,95 мм) може призвести до порушення репаративного остеогенезу при використанш цього методу остео-синтезу.
Таким чином, проведене комп'ютерне моделювання доводить, що найбтьш бюмехашчно обГрунтованим при черезвертлюгових переломах типу А1 е викорис-тання моделi PFN-стрижня у варiантi без застосування гвинпв для дистального блокування, саме при цьому варiантi спостерiгали найнижчi показники НДС на ме-талевому фiксаторi, мiкрорухливiсть при статичному навантаженш на прооперовану нижню кiнцiвку спри-ятиме покращенню репаративного остеогенезу в ше! категорй' хворих.
Таблиця 1. Показники НДС на фиксаторах досл'щних моделей
Модель стегновоТ кгстки/ тип перелому 1-й BapiaHT фiксацГГ 2-й варгант фгксацГГ
Без блокуючих гвинтгв З 1 блокуючим гвинтом З 2 блокуючими гвинтами
Прокс. Дистальн. Прокс. Дистальн. Прокс. Дистальн. Прокс. Дистальн.
a , МРа max' a , МРа тах' a , МРа тах' a , МРа тах'
1нтактна 73,84 21,67 213,65 - 213,65 66,10 213,65 66,10
А1 51,60* 57,19 126,88* - 202,77 28,06 287,39 36,84
Примтка: * — дан статистично в1рогщно (р < 0,01) вщм1нн1 вд показник!в групихворихз одним блокуючим гвинтом.
300
250
200
150
100^^ 11
1нтактна «¡стка
Тип перелому А1
■ 1-й Bapiam 4>iKcaL дП" □ 2-й BapiaHT фшсацм 3 1 гвинтом
□ 2-й BapiaHT фжса!. без гвинлв ii □ 2-й BapiaHT фшсацм з 2 гвинтами
Рисунок 12. Пстограма показниюв НДС на проксимальному в'/дд/л/ металевих ф/ксатор/в
1нтактна кютка
Тип перелому А1
■ 1-й BapiaHT фшсацм □ 2-й вар1ант фшсацм з 1 гвинтом
□ 2-й BapiaHT фшсацм □ 2-й BapiaHT фшсацм без гвинлв з 2 гвинтами
Рисунок 13. Пстограма показник'/в НДС на дистальному в'/дд/л/ металевих ф/ксатор/в
Тип перепому А1
■ 1-й варюнт фшсацм □ 2-й eapiaHT фшсацм з 1 гвинтом
□ 2-й BapiaHT фксацн ■ 2-й BapiaHT фшсацм без гвинти з 2 гвинтами
Рисунок 14. Пстограма показник!в перем!щень (Total Deformation) по площинi ксткових фрагмент!в моделей
Висновки
1. Проведено комп'ютерне моделювання на-пружено-деформованого стану моделей остеосин-тезу черезвертлюгових переломiв типу А1 з метою визначення оптимального розподшу напружень при рiзних типах фiксацiï (пластина DHS та PFN-стрижень).
2. Визначено, що найбiльш бiомеханiчно обГрунто-ваним при черезвертлюгових переломах типу А1 е ви-користання моделi PFN-стрижня у варiантi без засто-сування гвинпв для дистального блокування, про що свщчать мiнiмальне напруження на металевому фш-саторi та наявнiсть оптимально! мшрорухливосл мiж кiстковими вiдламками.
3. Екстраполящя результатiв проведеного до-слщження в клiнiчну практику буде сприяти ви-значенню диференцiйованого пiдходу до лшу-вання хворих iз черезвертлюговими переломами стегново! кiстки, що покращить ефективнiсть на-дання медично! допомоги щй категорп' тяжких хворих.
Список л1тератури
1. Абдулхабиров М.А. Блокирующий интрамедуллярный
остеосинтез / М.А. Абдулхабиров // Мат-лы Межд. конгресса «Травматология и ортопедия: современность и будущее». — М., 2003. — С. 193-194.
2. АналЬз стану травматологгчно-ортопедичноИ допомоги насе-
ленню УкраИни в 2006—2007рр.: Довгдник/Гайко Г.В., Корж М.О., Калаштков АВ, Герасименко С.1., Полшко В.П. — К.. : Видавнича компашя «Воля», 2008. — 134с.
3. Боев В.Д. Компьютерное моделирование / В.Д. Боев,
Р.П. Сыпченко. — М.: ИНТУИТ. РУ, 2010. — 349 с.
4. Гиршин С.Г. Клинические лекции по неотложной трав-
матологии / С.Г. Гиршин. — М.: Азбука, 2004. — 543 с.
5. Зациорский В.М. Биомеханика двигательного аппарата
человека / В.М. Зациорский, А.С. Аруин, В.И. Селуя-нов. — М.: Физкультура и спорт, 1981. — 143 с.
6. Королев А.Л. Компьютерное моделирование /А.Л. Коро-
лев. — М.: Бином; Лаборатория знаний, 2010. — 232 с.
7. Лазарев А.Ф. Новые подходы к лечению переломов прок-
симального отдела бедренной кости/А.Ф. Лазарев// Вестник травматологии и ортопедии. — 2004. — № 1. — С. 27-31.
8. Маланчук В.О. 1мтацшне комп 'ютерне моделювання в
щелепно-лицевш х1рурги / В.О. Маланчук, М.Г. Кри-щук, А.В. Копчак. — К.: Аскашя, 2013. — 231 с.
9. Механико-математическая модель системы металлоо-
стеосинтеза и расчет ее напряженно-деформированного состояния/P.P. Никифоров, С.Н. Куценко, Ю.А Костан-дов и др. // Травма. — 2013. — Т. 14, № 3. — С. 43-51.
10. Распространенность переломов костей и результаты их лечения в Украине (клинико-эпидемиологическое исследование) / Н.А. Корж, С.И. Герасименко, В.Г. Климовицкий и др. //Ортопедия, травматология и протезирование. — 2010. — № 3. — С. 5-14.
11. Руководство по внутреннему остеосинтезу / М.Е. Мюллер, М. Алльговер, Р. Шнайдер, Х.М. Виллен-гер. — Спрингер-Верлаг, 1996. — 750 с.
12. Юртчук Л.М. Ендопротезування кульшового сугло-ба у хворих похилого та старечого вгку з через- та мгжвертлюговими переломами стегново'1 кстки: Авто-реф. дис... канд. мед. наук, спец.: 14.01.21—травматолог1я та ортопед1я/Л.М. Юрйчук. — К..: ДУ АМНУкраИни «1н-т травматологИ та ортопедИ», 2009. — 24 с.
Отримано 22.11.2016 ■
Калашников А.В.1, Малик В.Д.2, Лазарев И.А.1, Калашников О.В.1
1ГУ «Институт травматологии и ортопедии НАМН Украины», г. Киев, Украина
2Полтавская областная больница им. Н.В. Склифосовского, г. Полтава, Украина
МАТЕМАТИЧЕСКОЕ МОДЕЛИРОВАНИЕ ОСТЕОСИНТЕЗА ЧРЕЗВЕРТЕЛЬНЫХ ПЕРЕЛОМОВ ТИПА А1 С ПРИМЕНЕНИЕМ РАЗЛИЧНЫХ МЕТАЛЛИЧЕСКИХ ФИКСАТОРОВ
Резюме. С целью определения оптимального вида остео-синтеза при оперативном лечении чрезвертельных переломов типа А1 проведено компьютерное моделирование напряжений на металлические фиксаторы (пластина БЖ и PFN-стержень). Определено, что наиболее биомеханически обоснованным при чрезвертельных переломах типа А1 является применение модели PFN-стержня в варианте без использования винтов для дистального блокирования, о чем свидетельствует минимальное напряжение на металлическом
фиксаторе и наличие оптимальной микроподвижности между костными отломками. Проведенное исследование позволит определить дифференцированный подход в лечении больных с чрезвертельными переломами бедренной кости, улучшит эффективность оказания медицинской помощи этой тяжелой категории больных
Ключовые слова: компьютерное моделирование; чрезвер-тельные переломы типа А1; напряжение; металлические фиксаторы
j OpMriHaAbHi AQCAiA^eHHq / Original Researches
A.V. Kalashnikov1, V.D. Malyk2,1.A. Lazarev1, O.V. Kalashnikov1
1State Institution «Institute of Traumatology and Orthopedics of the National Academy of Medical Sciences of Ukraine», Kyiv, Ukraine
2Poltava Regional Hospital Named after M.V. Sklifosovskyi, Poltava, Ukraine
MATHEMATICAL MODELING ОF OSTEOSYNTHESIS FOR TRANSTROCHANTERIC FRACTURES TYPE A1 USING DIFFERENT METAL FIXATION DEVICES
Аbstгаct. Background. In most cases, fractures of the proximal femur are associated with osteoporosis. The choice of treatment for fractures of the proximal femur is one of the most important, because it affects not only the time of fracture union, but also the restoration of limb function and rehabilitation of the victim. Today, in the developed world in the treatment of fractures of the proximal femur, a minimally invasive, less traumatic technology using proximal femoral rods have been widely introduced (trochanteric gamma nail 3 G — STRYKER, PFN A — SYNTHES, ChFN — ChM). This technique of operative treatment for fractures of the long bones is used in 60—70 % of patients. Materials and Methods. We applied computer simulation and finite element methods (FEM) for solving problems of continuum mechanics in application to biological objects with the use of software and computer systems. For comparative analysis of reliability of fixation of bone fragments in transtrochanteric fractures type A1, we have used a model of the femur, in which fixing elements are implanted in. For fixation of fragments, there were used 2 types of fixators: DHS plate (1st one) and the proximal femoral rod (2nd one), which provides optimal biomechanical and biological conditions for healing the fractures. Based on axial scans of computed tomography (CT) in models of the femur with different versions of fixation obtained on CT scanner Toshiba Asteion Super 4 (Japan) using the software package mimics, in automatic and semi-automatic modes, the spatial geometry of the proximal femur has been reproduced. Models in polylines were imported in Solid Works environment, where with the help
of appropriate simulation tools we have created 3D models of the proximal femur with transtrochanteric fractures of type A1 and their fixation with a DHS plate and PFN rod. Calculation of the stressstrain state using FEM was performed for the intact model with both fixation devices, and then with nails in transtrochanteric fractures of type A1 and distal nailing (without locking, with 1 screw, 2 screws). Results. It was determined that the minimum stress on metal fixators in their proximal was noted during the use of DHS plate and PFN rod without using screws for distal locking. These data are statistically significantly (p < 0.05) differed from data in the application of PFN rod with distal locking by means of 1 or 2 screws. On the distal part of metal fixation devices, the stress was absent when using PFN rod without the use of screws for distal locking, in contrast to this, during the use of DHS plates the stress increased to maximum values and was 57.19 MPa. Maximum but adequate micromotion was observed when using model of PFN rod without the use of screws for distal locking. These micromovements will contribute to the improvement of reparative osteogenesis in patients with transtrochanteric fractures of type A1. Too strong fixation when using DHS plates (1.95 mm) can lead to the violation of reparative osteogenesis in the application of this method of metal fixation. Conclusions. The study will determine a differentiated approach in the treatment of patients with transtrochanteric femoral neck fractures, will improve the efficiency of medical care for this severe category of patients. Keywords: computer modeling; transtrochanteric fractures type A1; tension; metal fixation devices
