Журнал «Травма» Том 9, №3, 2008

Розвиток сучасних методів остеосинтезу нерозривно пов'язаний із комплексом медичних, інженерно-технічних та біомеханічних проблем. Сюди слід віднести появу нових медикаментозних засобів, відновлюючих технологій, досягнення сучасного матеріалознавства, появу нових математичних та обчислювальних методів моделювання, створення нових конструкцій та систем, що оптимізують біомеханічну взаємодію між елементами біотехнічних систем «відламки кістки – фіксатор». Все це створює необхідні та сприятні умови для перебігу суто медичних та біологічних процесів зрощення та репарації пошкоджених кісток. В останні роки спостерігається підйом хірургічної активності в лікуванні переломів та пошкоджень довгих кісток, що обумовлено збільшенням питомої ваги травм, консервативне лікування яких за своєю якістю та ефективністю не відповідає сучасним можливостям травматології, науковим досягненням в галузі біомеханіки, матеріалознавства, трансплантології тканин, стану та рівню розрахункових методів оцінки напружено-деформованого стану складних систем [1]. Подальший успішний розвиток методів остеосинтезу та їх оцінка можуть бути забезпечені лише тісною взаємодією спеціалістів медичного та інженерно-технічного наукового профілю [2-4]. За даними [5], відмічається, що остеосинтез не конкурує, а доповнює існуючі методи консервативного лікування пошкоджень та переломів кісток (гіпсова пов’язка, репозиція та гіпсова пов’язка, скелетне витяжіння тощо). Заглибний або зовнішній через кістковий остеосинтез технічними пристроями та конструкціями займає своє місце при лікуванні ортопедо-травматологічних хворих та використовується при неефективності консервативних методів або – при неможливості їх застосування [4-6].

Визначення правильних шляхів та методів лікування, розробка необхідних медичних методик та підходів, визначення відповідних технічних засобів остеосинтезу – важлива наукова та соціальна задача, яка стоїть перед спеціалістами медичного та інженерного профілю.

Матеріал і методи

Для створення розрахункових методик, моделювання напружено-деформованого стану елементів біотехнічної системи «кістка – фіксуючі елементи» необхідно враховувати фізико-механічні параметри, а також геометричні характеристики системи, характер та вид взаємодії між усіма складовими системи.

У роботі розглядається досить вузька вікова група хворих: діти 8-12 років. Це дозволяє не враховувати вікові змінення властивостей кортикального шару кісткової речовини. При проведенні біомеханічного та силового аналізу вважалося, що кісткова речовина умовно може вважаться ізотропною, як показано в [1], це спрощення дозволяє отримати результати розрахунків на 14% вищими, ніж при врахуванні анізотропії властивостей кортикальної тканини, що штучно дозволить додатково підвищити запас міцності.

Результати та обговорення

Проведений аналіз способів та варіантів заглибного остеосинтезу переломів проксимального кінця променевої кістки у дітей віком 8-12 років дозволив обрати спицевий остеосинтез, при якому спиця проводиться перпендикулярно до поздовжньої вісі ліктьової та променевої кістки, з’єднуючи їх в нерухому систему. Це дозволяє:

- не порушувати рухомість ліктьового суглоба, що, у свою чергу, не викликає виникнення контрактури;

- обраний варіант є малоінвазивним порівняно з іншими можливими;

- лікувальний досвід свідчить, що проведення спиць «накосу», через відламок досить складне та не завжди ефективне, супроводжується ускладненнями.

Для біомеханічного обґрунтування запропонованого способу фіксації відламків розроблена розрахункова схема біотехнічної системи та визначено необхідні геометричні параметри проксимального відділу кісток. Для цього проаналізовано більш ніж 20 відповідних рентгенограм та розроблена відповідна методика «нормалізації» геометричних розмірів кісток. Оскільки рентгенограми було зроблено в різний час та в різних лікувальних закладах, в різному масштабі - проведена їх «нормалізація», тобто приведення до одного масштабу. В основу методики закладено розрахунковий шлях, в якому використана та обставина, що співвідношення величин зовнішнього діаметра кістки та діаметра її кістково-мозкової порожнини в кожному перерізі повинно знаходитись у певному, детермінованому співвідношенні. Отримані результати геометричних розмірів діаметрів та товщини кортикального шару променевої та ліктьової кісток у  проксимальному відділі оброблено статистично, що дало можливість отримати величину відповідних середньоквадратичних відхилень. Отримано наступні значення середньостатистичних розмірів (табл. 1).

Визначення положення головних центральних осей інерції перерізу біотехнічної системи в проксимальному відділі проведено з урахуванням можливих відхилень в межах статистичних інтервалів геометричних розмірів променевої та ліктьової кісток (рис. 1).

Для цього використано вираз:

де: y_с – відстань від допоміжної вісі Z до головної центральної вісі Z_о; S_іz – статичний момент і-тої частини перерізу відносно вісі Z; F_і – площа і-тої частини перерізу; і = 1, 2 – номер відповідної частини перерізу.

Підставляючи у вираз (1) відповідні значення, після перетворень отримуємо робочу формулу:

Враховуючи значення відстаней до центрів ваги ліктьової Z(л) та променевої Z(пр) кісток, отримаємо, що y_с=1,4278 см.

Після дослідження можливих змінень значень y_с з урахуванням статистичних розкидів геометричних параметрів елементів системи отримано статистичні інтервали значень y_с, яке може знаходитись у межах y_с=(1,4083÷1,4387) см.

Це, в свою чергу, дозволяє оцінити коливання напружень, що виникають, в елементах біотехнічної системи при навантаженнях згину та кручення. Отримані величини напружень дозволяють оцінити придатність того чи іншого фіксуючого елемента, який застосовується при остеосинтезі, його необхідні розміри та потрібну кількість фіксуючих елементів.

На рис. 2 наведено розрахункову схему щодо оцінки силових факторів в елементах біотехнічної системи «кістки – спиця Кіршнера» та силові фактори, які виникають внаслідок дії зовнішніх крутних моментів.

Для визначення відповідних сил використовуємо рівняння статики

або в розгорнутому вигляді

Значення зусиль R_i та відповідних відстаней l_i наведено на рис. 2; М – крутний момент. Оскільки загальна кількість невідомих, наведених на рис. 2 та у виразі (4), перевищує можливе число рівнянь статики, задача стає статично невизначеною. Для розв’язання таких задач необхідно вводити додаткові рівняння (рівняння сумісності деформацій), які виникають при аналізі фізичної та геометричної сторін задачі. Після відповідних перетворень і спрощення та ідеалізації розрахункової схеми в роботі отримано величини зусиль, які виникають при взаємодії спиць Кіршнера та кортикального шару ліктьової та променевої кісток. Перевірка аналітичних розрахунків при застосуванні запропонованої методики складає 0,02%.

Номінальні значення зусиль (рис. 2), а також ті, що відповідають екстремальним значенням положення головних центральних осей інерції, містяться в таблиці 2.

Дані, що містяться у таблиці 2, використано для визначення величин напружень зминання, що виникають у кортикальному шарі променевої кістки при використанні спиць Кіршнера з різними діаметрами: d₁=1,5 мм та d₂=2,0 мм.

Аналіз та статистична обробка результатів вимірювання спиць обох типорозмірів (кожна вибірка складена з 20 спиць) показав, що спиці з діаметром d = 2,0 мм виготовлені з меншою точністю, ніж спиці з d = 1,5 мм.

Величина напружень зминання визначалась за виразом:

де: R_і – величина діючої сили (R_прі або R_пр2); F_зм – умовна площа поверхні зминання; σ_зм – нормальні зминаючі напруження.

Площа зминання F_зм у виразі (5) визначається за формулою:

де: d_і – діаметр спиці, яка застосовується для проведення остеосинтезу;  – товщина кортикального шару променевої кістки.

Проведені розрахунки за виразами (5) і (6) по даних таблиць 1, 2 для зручності аналізу містяться у таблиці 3.