Журнал «Травма» Том 14, №2, 2013

Введение

Доминирующим методом лечения переломов шейки бедренной кости (ПШБК) у пациентов в возрасте до 60–65 лет является внутренний остеосинтез [14]. Приведенные в литературе рекомендации относительно способов фиксации шеечных переломов основаны главным образом на анализе клинических наблюдений и результатах экспериментального изучения стабильности остеосинтеза. По заключению авторов клинических исследований, оценка их результатов достаточно субъективна, а выводы порой противоречивы [14]. Данные экспериментальных исследований с использованием трупного материала характеризуют весьма ограниченное количество параметров и во многом зависят от условий эксперимента [13, 14].

Современный подход к биомеханическим исследованиям остеосинтеза предполагает качественную оценку внутренней фиксации с позиции влияния остеосинтеза на течение репаративного процесса [2, 7, 10, 17]. Возможность такой оценки обеспечивает моделирование остеосинтеза с применением численного анализа, который позволяет учитывать анатомические параметры кости, физические свойства биологических тканей (кортикальная и губчатая кость, суставной хрящ, сумочно-связочный аппарат), действие мышц, свойства материалов, из которых изготовлены фиксаторы, их конструктивные особенности, условия функционирования локомоторной системы [2, 4, 6, 12, 18].

Целью исследования явилось изучение закономерностей изменения внутренних напряжений в области проксимального отдела бедренной кости при различных вариантах внутреннего остеосинтеза по поводу внутрисуставных переломов шейки.

Материал и методы исследования

Выбор метода конечных элементов (КЭ) был обу­словлен возможностью анализировать системы со сложной трехмерной геометрией и наиболее полно учитывать как физические особенности реального объекта, так и систему его нагружения [4, 5, 11, 16].

Для проведения численного анализа были использованы известные КЭ модели таза и проксимального отдела бедра [1, 5].

Расчеты проводились с использованием программы расчетов BioCad и программы визуализации Looker. В соответствии с требованиями программы к построению объемной модели определили тип КЭ — 10-узловой изопараметрический тетраэдр с тремя степенями свободы в узле (перемещения вдоль координатных осей). В качестве нагрузки выбраны действие веса тела без исследуемой нижней конечности и действие мышечно-связочного аппарата при вертикальном положении тела (одноопорное стояние). Нагрузки за счет натяжения прикрепляющихся к костям связок и мышц заменялись эквивалентной нагрузкой в соответствии с исследованиями V.K. Goel, S. Valliappan et al. [15] для таза и Х.А. Янсона [9] для бедра. Точки приложения равнодействующих сил, их величины и направления, а также физические свойства материалов взяты из литературы [3, 8].

Исследования проведены относительно локализации переломов (чресшеечные и базальные) и в зависимости от углов наклона плоскости перелома по Pauwels (II и III тип). В качестве фиксаторов выбраны компрессирующие винты диаметром 6 мм, конструкция Targon® с тремя винтами, динамический бедренный винт (DHS) и цефаломедуллярный гвоздь (PFN).

Значения напряженно-деформированного состояния (НДС) (напряжения Мизеса) определяли в фиксирующих конструкциях и в участках кости, непосредственно прилегающих к конструкции, — на латеральной поверхности подвертельной области, в толще массива большого вертела, в кортикальном слое шейки, на уровне перелома шейки, в головке, а также в области верхней и средней трети диафиза.

Результаты и их обсуждение

Наша концепция относительно биомеханической оценки остеосинтеза и выбора фиксатора при ПШБК основана на двух теоретических положениях.

1. Конструктивной особенностью применяемых фиксаторов является то, что винтовая часть фиксатора вводится в центральный фрагмент проксимальнее линии перелома. При этом основание винта в подвертельной области остается подвижным относительно дистального фрагмента. Биомеханическим результатом такой фиксации является эффект скольжения (sliding-эффект). При неизбежной резорбции на поверхности фрагментов в зоне перелома контакт между ними не нарушается благодаря тому, что физиологические нагрузки, действующие на проксимальный отдел бедренной кости в области перелома, благодаря sliding-эффекту преобразуются в напряжения межфрагментарной компрессии [14].

2. Остеосинтез должен обеспечить механическую совместимость имплантата с биологическими структурами (костная ткань), которая определяет возможность, продолжительность и результат адаптации этих структур к функционированию в новой биотехнической системе (имплантат — кость).

Изменение биомеханики системы в результате имплантации конструкций для остеосинтеза может приводить к изменению состава, структуры, объема, свойств костной и других тканей — стрессовое ремоделирование (stress shielding-эффект) [10]. При исключении каких-либо объемов костных структур из процесса передачи нагрузок возможны их атрофия и лизис. Напротив, в случае чрезмерной концентрации механических напряжений можно прогнозировать увеличение плотности и объема костной ткани в месте значительного превышения физиологического уровня нагрузок. Если же механические напряжения превышают предел прочности костной ткани при данной схеме нагружения как для существенно анизотропной кортикальной кости, так и для квазиизотропной спонгиозной, следует ожидать разрушения кости.

Ключевыми показателями для проведения сравнительного анализа выбраны полученные путем расчетов значения интенсивности напряжений (напряжения Мизеса) в кортикальном слое верхней и нижней стенок ШБК — соответственно 9,72 и 6,95 МПа (условие одноопорного стояния), а также предел прочности кости — 70 МПа.

Основные закономерности распределения напряжений Мизеса в проксимальном отделе бедренной кости были исследованы на остеосинтезу ПШБК двумя винтами. Принятые условия моделирования — винты введены до субхондрального отдела головки, максимально близко к верхней и нижней стенке шейки.

Чресшеечные переломы с углом по Pauwels 50°, винты вводятся перпендикулярно плоскости перелома. Напряжения Мизеса наиболее высокие в винтах на уровне перелома — 41,57 МПа. Максимальную нагрузку несет нижний винт — обширная зона повышенного напряженного состояния распределена по длине винта и в месте его введения в подвертельной области — 16,63 МПа. В области перелома уровень интенсивности напряжений в костной ткани, прилежащей к винтам, достигает 20–29 МПа.

Изменение направления введения нижнего винта (точка введения расположена ниже, и направление введения составляет 10° с линией перпендикулярной плоскости перелома) приводит к повышению уровня напряженного состояния: в кости на уровне перелома — 20–29 МПа, в области винта на уровне перелома — 41,62 МПа, в месте введения винта — 29,13 МПа.

При изменении направления введения верхнего винта (точка введения располагается на 10° выше) НДС модели не изменяется.

Чресшеечные переломы с углом по Pauwels 70°, винты вводятся параллельно оси шейки бедренной кости. Напряжение Мизеса в винтах на уровне перелома 47,31 МПа. В костной ткани в области перелома интенсивность напряжений изменяется в пределах 14–30 МПа. В области входа нижнего винта в кость — 14,198 МПа.

Чресшеечные переломы с углом по Pauwels 70°, винты вводятся перпендикулярно плоскости перелома. Напряжение Мизеса в винтах на уровне перелома повысилось до 55,53 МПа. Расширилась область локализации напряжений в верхнем винте. Понизился до11 МПа уровень напряженного состояния в точке введения нижнего винта.

Поскольку анализ проведен для варианта фиксации перелома без взаимной компрессии фрагментов, можно предположить, что создание компрессии будет способствовать увеличению напряженного состояния и развитию деструктивных изменений в костной ткани в области перелома.

Уменьшение расстояния между фиксирующими винтами приводит к увеличению напряжений в винтах (до 54,09 МПа) и близкому к критическому напряженному состоянию в окружающей губчатой костной ткани. Аналогичная тенденция наблюдается при введении винтов, взаимно перекрещивающихся на уровне перелома шейки. Интенсивность напряжений в винтах в этой области достигает 50,2 МПа. В костной ткани зона повышенного напряженного состояния располагается между винтами, а значения напряжений Мизеса в кости вблизи каждого винта достигают 35,14 МПа.

Значения напряжений Мизеса в верхнем сегменте головки бедренной кости. При введении винтов до субхондрального ее отдела значения напряжений близки к нормальным. Применение более коротких винтов, достигающих лишь центра головки, приводит к повышению напряженного состояния в винтах (38,67 МПа) и появлению обширной области напряженного состояния в окружающей костной ткани — до 30 МПа.

Результаты дальнейших исследований позволили провести сравнительный анализ распределения НДС в области проксимального отдела бедренной кости при трансцервикальных ПШБК в зависимости от применяемых конструкций: два параллельных винта, введенных во фронтальной плоскости; три винта (1-й вариант: один вверху/два внизу, 2-й вариант: два вверху/один внизу); конструкция Targon^® с 3 винтами, из которых один расположен под верхней кортикальной стенкой шейки, два — над нижней стенкой. Расчеты проведены для ПШБК с углами по Pauwels 50° и 70°. Полученные расчетные данные характеризуют значения напряжений Мизеса в 20 определенных зонах (табл. 1, 2).

Характер распределения интенсивности напряжений в проксимальном отделе бедренной кости оказался одинаковым при чресшеечных ПШБК с углами по Pauwels 50° и 70°.

Независимо от применяемых конструкций внутренний остеосинтез снижает суммарное значение напряжений Мизеса в области шейки. В местах введения винтов в подвертельной области уровень напряженного состояния повышается, при этом в значительно меньшей степени при использовании конструкции Таргон^®. Такая же закономерность распределения концентраций напряжений в винтах наблюдается в пределах вертельной области. Распределение интенсивности напряжений и их значения в фиксирующих конструкциях свидетельствуют о том, что винты принимают на себя основную нагрузку. Максимальные напряжения при всех вариантах фиксации отмечаются в нижних винтах (от 17,7 до 27,5 МПа), расположенных над нижней кортикальной стенкой — дуга Адамса. Вдоль верхних винтов максимальные значения напряжений в пределах от 5 до 21,4 МПа. Проксимальнее перелома, в центральной части головки, значения напряжений в винтах (при условии их введения до субхондрального отдела) не превышают 0,1–1,5 МПа. Максимально напряженными являются участки винтов на уровне зоны перелома — от 13 до 27,5 МПа. В этой же области отмечаются зоны концентрации напряжений в костной ткани, непосредственно прилежащей к металлической конструкции, максимальные значения — 14–18 МПа, при использовании конструкции Таргон^® — до 25 МПа. Эти зоны не обширны, при удалении от поверхности винта происходит быстрое снижение напряжений в кости до нормальных значений. При оптимальном взаимном расположении винтов максимальные значения напряжений не являются критичными для костной ткани вокруг фиксатора.

Высокие значения напряжений регистрируются в задних винтах в схемах фиксации «1/2», «2/1» и «Targon^® — 2/1». Это может свидетельствовать о том, что использование трех винтов значительно повышает прочность фиксации перелома. При этом расположение их по схеме «1/2», по нашему мнению, может привести к образованию зон концентрации напряжений как в винтах, так и в прилегающей костной ткани (места введения винтов, вертельная область и нижняя кортикальная стенка шейки на уровне перелома), значения которых близки к критическим для костной ткани. Более обоснованным является расположение винтов в порядке «2/1».

По характеру распределения и уровню напряженного состояния схема фиксации «Targon^® — 1/2» близка к схеме «винты — 1/2». На границе «стержень — кость» уровень напряженного состояния при использовании Таргон^® несколько выше, что объясняется наличием в конструкции втулок, диаметр которых превышает диаметр отдельных винтов.

Применительно к базальным переломам ШБК на модели проведен анализ изменений НДС при использовании угловых винтовых конструкций DHS и цефаломедуллярного фиксатора. Установлено, что в норме основную нагрузку несет кортикальный слой бедренной кости. Наиболее напряженным участком является нижняя часть шейки бедренной кости вблизи межвертельной зоны, где величина интенсивности напряжений достигает значения 7,9 МПа. Под большим вертелом уровень напряжений не превышает значения 3,8 МПа. На уровне диафиза наиболее напряженными являются участки на передней и задней поверхностях — соответственно 6,2 и 5,8 МПа. Зоны концентрации напряжений наблюдаются также на медиальной и латеральной поверхности.

При базальном ПШБК, фиксированном DHS, в нижней части шейки бедренной кости уровень напряженного состояния повысился до 8,7 МПа. Под большим вертелом появилась область концентрации напряжений, где величина интенсивности напряжений равняется 6,1 МПа (3,8 МПа в норме). В цент­ральной части вертельного массива величина интенсивности напряжений равняется 7,9 МПа (2,8 МПа для модели в норме). Наблюдается повышение НДС в местах введения рабочего винта (9,9 МПа против 5,5 МПа для модели в норме) и винтов, фиксирующих диафизарную пластинку: в точке входа верхнего крепежного винта — 14,4 МПа (4,2 МПа в норме), а в точке входа нижнего крепежного винта — 25,4 МПа (4,8 МПа в норме). Высокое напряженное состояние сохраняется и вдоль рабочего винта и в прилегающей губчатой кости. Оно повышается от места входа в кость до места перелома. Максимальное значение интенсивности напряжений в этой области составляет 60,1 МПа. Далее уровень напряженного состояния понижается и в середине шейки бедренной кости составляет 4,5 МПа (в норме не превышает 0,1 МПа). Дополнительно, как и для модели в норме, распределение нагрузок происходит вдоль кортикального слоя, где уровень напряженного состояния не превышает 4 МПа.

При моделировании остеосинтеза цефаломедуллярным гвоздем изменяется как характер распределения НДС, так и уровень напряженного состояния в бедренной кости. Наиболее напряженным участком на медиальной поверхности бедренной кости является нижняя часть шейки. Однако уровень напряженного состояния здесь понизился до 4,3 МПа (7,9 МПа в норме). Дистальнее, в медиальной стенке, уровень напряженного состояния равняется 2,6 МПа (6,2 МПа в норме), на латеральной поверхности — 2,4 МПа (5,8 МПа в норме). В области под большим вертелом также понизился уровень напряженного состояния.

В отличие от модели в норме и варианта с применением DHS в данной модели основную нагрузку несет не кортикальный слой бедренной кости, а фиксирующее устройство. Максимальные значения напряжений Мизеса отмечены в зоне контакта нижнего винта с внутриканальным стержнем — 19,1 МПа. В области перелома максимальное значение интенсивности напряжений равняется 12,6 МПа. Далее уровень напряженного состояния понижается и в середине шейки бедренной кости, как и для варианта с применением DHS, составляет 4,3 МПа.

Таким образом, путем численного анализа на трехмерной математической модели установлены закономерности изменений НДС проксимального отдела бедренной кости при внутрисуставных переломах шейки, возможные варианты оптимизации внутреннего остеосинтеза с позиции биомеханической оценки различных переломов.

Выводы

1. Согласно расчетным данным, локализация, распространение и значения напряжений в фиксирующих конструкциях и окружающей костной ткани изменяются в зависимости от типа перелома по Pauwels, направления введения винтов, их взаимного расположения.

2. Динамичность фиксации обеспечивается путем реализации слайдинг-эффекта при использовании конструкций, которые не имеют жесткой фиксации в подвертельной области, при оптимальном расположении винтов в соответствии с типом перелома по Pauwels. При этом между фрагментами постоянно действуют напряжения компрессии, интенсивность которых не является критической для костной ткани.

3. При остеосинтезе 2 или 3 винтами, вводимыми в шейку из подвертельной области, основную фиксирующую роль выполняет дистальный винт, расположенный над нижней кортикальной стенкой (дугой Адамса), предупреждая варусное смещение головки.

4. При ПШБК с углом 50° по Pauwels оптимальным является введение винтов перпендикулярно плоскости перелома, при ПШБК с углом 70° — параллельно оси шейки.

5. Фиксирующие винты должны располагаться максимально близко к компактному слою шейки и достигать субхондрального отдела головки.

6. При базисцервикальных переломах характер распределения и оптимальный уровень напряженного состояния в костной ткани вблизи перелома обеспечивают угловые винтовые конструкции с экстракортикальной и интрамедуллярной фиксацией.