Журнал «Травма» Том 12, №4, 2011

Введение

В наше время в травматологии и ортопедии все большее распространение приобретает концепция остеосинтеза, 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 остеосинтеза 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 главных 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:

                                                                                                                                    (1)

где [P] — допустимая величина осевой силы;

[s] — величина допустимого напряжения для костного вещества;

F — площадь поперечного сечения диафизарной части кости.

Величину абсолютного удлинения (укорочения) целой кости Dl определяли по формуле закона Гука:

                                                                                                                                                                           (2)

где Dl — абсолютная осевая деформация;

P — величина осевой действующей силы;

E — модуль упругости 1-го рода для кортикального вещества кости;

F — 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:

                                                                                                                    (3)

где tmax — максимальные касательные напряжения в материале костной ткани;

Mk — крутящий момент;

Wk — момент сопротивления сечения при кручении (условная геометрическая характеристика).

Из условия прочности максимальное касательное напряжение

                                                                                                      (4)

где G — модуль упругости 2-го рода костной ткани;

j  — угол закручивания;

l — длина кости;

a, b — размеры сечения (длина большого и малого диаметров);

[t] — допустимое значение напряжения.

На конце малой полуоси сечения ключичной кости величина допустимого крутящего момента, который не вызывает разрушения костного вещества, определяется следующим образом:

                                                                                                               (5)

Момент сопротивления Wk при кручении определяется по формуле:

                                                                                                             (6)

где a = a1/a — отношение внутреннего и внешнего больших диаметров сечения кости;

n = a/b — 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

                                                                                                                   (7)

где Mгор и Mверт — изгибающие моменты в главных плоскостях инерции;

Wy и Wz — осевые моменты сопротивления сечения относительно главных осей инерции;

smax — максимальная величина нормальных напряжений при изгибе;

[s] — допустимое значение напряжения.

Для каждого отдельного случая плоского изгиба, который является составной частью сложного сопротивления,

                                                                                                                            (8)

где smax — максимальное нормальное напряжение в кортикальной костной ткани;

Mmax зг — максимальный изгибающий момент в главной центральной плоскости инерции;

Wн.о. — осевой момент сопротивления относительно нейтральной оси.

Тогда, учитывая выражение (8) для изгиба в вертикальной и горизонтальной плоскостях, допустимые значения изгибающих моментов:

                                                                                                                (9)

                                                                                                        (10)

На основании полученных допустимых значений изгибающих моментов можно расчетным путем определить величины углов поворота сечений кости в вертикальной и горизонтальной плоскостях соответственно:

                                                                                                         (11)

                                                                                                          (12)

где Iy и Ix — 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.

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 — деформативность 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 интрамедуллярного 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.

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 остеосинтезе с помощью простой накостной пластины, интрамедуллярного 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 деротационной 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 %.