Необходимым условием стабильности остеосинтеза является, как известно, достаточная жесткость системы «кость-фиксатор». При этом должна обеспечиваться стабильность анатомически правильного положения костных отломков при всех возможных воздействиях, сопровождающих повседневные движения пациента втечение всего периода лечения иреабилитации [3, 10]. Нагрузка на травмированную конечность необходима, однако эта нагрузка должна быть дозированной по величине, продолжительности ицикличности [1, 7].
Компьютерное моделирование систем «кость-фиксатор» позволяет получить важные для клинической практики лечения неопорных оскольчатых переломов голени (НОПГ) данные об особенностях контактного взаимодействия фрагментов травмированной кости. Эти данные необходимы для обеспечения стабильности фрагментов травмированной кости, удерживаемых ванатомически правильном положении спомощью фиксирующего устройства. Анализ этих особенностей возможен при постановке ирешении достаточно сложной задачи биомеханики [6].
Достоверная оценка стабильности систем «кость-фиксатор» требует, вообще говоря, проведение экспериментов in vivo. Однако, принимая во внимание невозможность или чрезвычайную сложность таких экспериментов сучетом аспектов деонтологии, представляется целесообразным применение методов математического моделирования икомпьютерных технологий. Всовременных условиях достаточно надежные данные математического моделирования могут быть получены сприменением метода конечных элементов, который широко используется для расчета технических устройств иинженерных объектов.
Вменьшей степени этот метод используется для определения характеристик систем «кость-фиксатор», всвязи счем приобретают актуальность задачи конечно-элементного моделирования таких систем вцелях прогнозирования их стабильности [3]. При этом вкачестве эффективного инструмента исследования выступают стандартные программы конечно-элементного анализа, например ANSYS [4]. Применение таких программ позволяет выявить биомеханические причины возможных осложнений при использовании различных фиксирующих устройств. Полученная при этом информация позволяет вкомплексе склиническими ибиомеханическими данными[7] более точно выбрать тактику лечения иобъем оперативного вмешательства при лечении переломов.
В данной работе, выполненной на стыке клинических ибиомеханических аспектов сприменением метода конечных элементов, был выполнен анализ причин осложнений, имевших место упациентов сНОПГ, оперированных методом блокируемого интрамедуллярного остеосинтеза (БИОС).
С применением программы ANSYS был выполнен конечноэлементный анализ системы «кость-фиксатор» [4], которая моделировала неопорные переломы типа В1, В2 по классификации АО/ASIF [10]. Моделировались два случая:
1) недостаточная репозиция;
2) утрата репозиции.
Результаты моделирования частично приведены втаблице.
Напряжения (МПа) вэлементах металлоконструкции при статической нагрузке 450 Н
|
Дистальные |
Верхний |
7,6 |
|
Нижний |
5,9 |
|
|
Проксимальные |
Верхний |
1,4 |
|
Нижний |
6,3 |
|
|
Стержень (в месте перелома) |
44,9 |
|
|
Дистальная часть стержня |
28,0 |
|
Механическое напряжение вдистальных блокирующих винтах составило от 5,9 до 7,6МПа. При этом из двух винтов наиболее нагруженным является винт, расположенный выше (рис.1).
Рис. 1. Напряженное состояние дистальных блокирующих винтов (слева дана цветовая шкала
величин эквивалентных напряжений по von Mises, Па)
Согласно литературным данным разрушение именно дистальных блокирующих винтов (рис.2), так называемая самодинамизация стержня, является наиболее частым осложнением блокируемого интрамедуллярного остеосинтеза [2, 8].
Если вышеуказанное осложнение наступает до образования костной мозоли, берущей на себя достаточную часть нагрузки всистеме «кость-фиксатор», происходит потеря осевой стабильности, всилу может вступить эффект телескопирования отломков, следствием которого станет укорочение длины голени.
Стальной блокирующий винт диаметром 4,5мм позволяет до определенной степени успешно сопротивляться осевым нагрузкам от массы тела пациента вусловиях неопорного перелома. Однако под действием циклических нагрузок может произойти усталостное разрушение винта. Вопросы усталостной прочности достаточно подробно исследованы вприкладной механике машиностроительных конструкций [5], всвязи счем результаты этих исследований могут быть адаптированы канализу ипрогнозированию усталостной прочности элементов блокируемых интрамедуллярных стержней.
Рис. 2. Фоторентгенограммы левой голени больной П., 38 лет (ист.болезни №5230,
Петрозаводск, БСМП, 2010) оперированной методом БИОС. Имеет место перелом
дистальных блокирующих винтов
Анализ результатов конечно-элементного моделирования показал, что пиковые нагрузки на элементы металлоконструкции распределились таким образом, что их воздействие на дистальную ипроксимальную часть конструкции для переломов типа В1 иВ2 было сопоставимо. Некоторые различия были получены лишь вотношении нагрузок на стержень взоне перелома. Так, для перелома типа В2 (рис.3) напряжение встержне составляет 42МПа, тогда как для перелома типа В1 (рис.4) аналогичный параметр равен 44,9МПа при статической нагрузке 450Н.
Рис. 3. Напряженное состояние металлоконструкции для перелома типа В2
вусловиях утраты репозиционного эффекта (слева дана цветовая шкала величин
эквивалентных напряжений по von Mises, Па)
Анализ литературных данных выявил явно недостаточное количество информации об осложнениях, связанных сдеформацией тибиального стержня на уровне перелома. Редкость такого осложнения, как перелом штифта на уровне перелома, можно объяснить отсутствием отверстий встержне для запирающих винтов на этом уровне, монолитностью конструкции и, несмотря на максимальные напряжения вэтой области по отношению кдругим элементам иуровням конструкции, способностью противостоять приходящимся на нее нагрузкам. Осложнение ввиде перелома блокирующего стержня влитературе рассматривалось как казуистика икасалось перелома стержня типа UFN при оскольчатых переломах всредней трети диафиза бедра.
Как правило, они были связаны сповторным травмирующим воздействием, например, повторным ударом вобласть перелома уже после травмы.
Рис. 4. Напряженное состояние металлоконструкции для перелома типа В1
вусловиях утраты репозиционного эффекта (слева приведена цветовая шкала
величин эквивалентных напряжений по von Mises, Па)
Разрушение проксимальных блокирующих винтов (рис.5) может явиться одной из причин формирования ложного сустава, требующего выполнения повторного оперативного вмешательства свыполнением костной пластики. Нагрузка внижнем из пары проксимальных запирающих винтов превосходит нагрузку вверхнем, что является причиной его разрушения иподтверждается следующим клиническим примером (рис.6).
Рис. 5. Напряженное состояние дистальных проксимальных блокирующих винтов
(слева приведена цветовая шкала величин эквивалентных напряжений по von Mises, Па)
Приведенные выше данные осуммарных минимальных нагрузках на проксимальные элементы блокируемого гвоздя по сравнению сдистальной частью инагрузками, действующими на стержень взоне перелома, согласуются сполученными входе компьютерного моделирования результатами, согласно которым напряжение впроксимальных элементах блокируемого гвоздя меньше, чем вдистальных элементах того же гвоздя (рис.5).
Согласно расчетам, выполненным при статической нагрузке 450Н сприменением указанной выше программной среды [4], максимальное напряжение, действующее на дистальную часть стержня, равно 33МПа, что вусловиях циклически приложенных усилий может привести кусталостному перелому дистальной части стержня на уровне отверстий для блокирующих винтов (рис.7). Объясняется это тем, что отверстия для блокирующих винтов являются концентраторами механических напряжений [12].
Рис. 6. Фоторентгенограммы больного Р, 43 года (ист.болезни №2715, Петрозаводск,
БСМП, 2011) оперированного методом БИОС. Имеет место перелом нижнего
проксимального блокирующего винта
Рис.7. Напряженное состояние дистальной части стержня (слева дана цветовая шкала
величин эквивалентных напряжений по von Mises Па)
Фоторентгенограммы перелома (рис.8) иллюстрируют последствия перелома дистальной части стержня диаметром 10мм. Имеют место нарушение биомеханической оси конечности ипрочие клинические симптомы рефрактуры. Как следствие, потребовалось удаление сломанного стержня сиспользованием специальных хирургических техник иприспособлений споследующим реостеосинтезом аппаратом Г.А.Илизарова.
Использованное вработе значение 450ньютонов – это вес тела условного пациента, массой 45кг. Однако статическая нагрузка, азначит, инапряжения вэлементах фиксатора вдва раза больше, если масса тела пациента равна, например, 90кг (аналогичен пересчёт для пациентов сдругой массой тела). Вдействительности же, даже при осторожной ходьбе, появляются динамические эффекты, вследствие чего нагрузка на систему «кость – фиксатор» ещё более возрастает. Как известно, врасчётах конструкций увеличение нагрузки при динамическом воздействии учитывают, умножая статическую нагрузку на коэффициент динамичности [5]. Врассматриваемом случае этот коэффициент можно принять равным 1,5. Таким образом, используя указанное втаблице значение 44,9МПа, получаем следующее значение напряжения встержне (в месте перелома):
44,9·2·1,5=134,7МПа.
Характер распределения напряжений (см.рис.4) указывает на то, что стержень испытывает изгиб исжатие. Вдополнение кэтому, вотдельных фазах шага нельзя исключать ротационной составляющей полной нагрузки [6].
Рис.8. Фоторентгенограммы больного со сломанным стержнем на уровне отверстий
для дистальных блокирующих винтов
Известно, что предел выносливости для стали при симметричном цикле составляет примерно 40…50 % от предела прочности [5]. При симметричном цикле кручения предел выносливости для стали составляет всреднем 58 % от предела выносливости при симметричном цикле изгиба. При центральном растяжении исжатии предел выносливости для стали составляет всреднем 70…90 % от предела выносливости при симметричном цикле изгиба [5]. Таким образом, можно получить нижнюю оценку предела выносливости стержня (см.рис.4) при циклической нагрузке: 0,40·0,58·0,70=0,16, или 16 % от предела прочности материала стержня. Аналогично найдем верхнюю оценку предела выносливости того же стержня: 0,50·0,58·0,90=0,26, или 26 % от предела прочности материала стержня.
В качестве примера рассмотрим стержень, изготовленный из стали марки 17Х18Н9. Для данной марки стали предел прочности равен 570МПа. Тогда нижняя оценка (граница) предела выносливости составит 0,16·570=91,2МПа. Верхняя оценка (граница) предела выносливости составит 0,26·570=148,2МПа.
Найденное выше значение напряжения (134,7МПа) попадает винтервал столько что вычисленными границами: 91,2<134,7<148,2МПа. Это означает, что усталостного разрушения не было бы, если бы напряжение было меньше нижней границы, равной 91,2МПа. Если бы напряжение было равно или больше 148,2МПа, то разрушение произошло бы свероятностью 100 %. Поскольку найденное выше значение напряжения, равное 134,7МПа, больше нижней границы, но меньше верхней границы, то разрушение возможно сопределённой вероятностью, большей нуля, но меньшей 100 %. Эту вероятность приближенно можно вычислить так:
(134,7–91,2)/(148,2–91,2)=0,76,
или 76 %. Заметим, что это значение (76 %) получено для редко встречающегося случая, когда на систему «кость – фиксатор» вопорной фазе шага передаётся нагрузка от тела массой 90кг. Это означает, что расчёт выполнен «в запас прочности». Поскольку среднестатистическое значение массы тела пациентов меньше 90 кг, то реальные значения вероятности разрушения также будут меньше 76 %. Чтобы оценить степень достоверности результатов расчёта по данной методике, воспользуемся клиническими данными.
Согласно антропометрическим данным, масса тела пациентов мужского пола составляет всреднем 65–68кг, аженщин на 8–10кг меньше. Тогда средняя масса тела условного пациента сокруглением вбольшую сторону равна: (68+58)/2=63кг. Найденное выше значение напряжения 134,7МПа соответствует массе 90кг. Если масса тела равна 63кг, то напряжение пропорционально уменьшится ибудет равно: 134,7·63/90=94,3МПа. Используя это значение, вычислим, как указано выше, вероятность разрушения элемента фиксатора при циклической нагрузке:
(94,3–91,2)/(148,2–91,2)=0,054,
или 5,4 %. Проверим, согласуются ли результаты расчета сприведенными ниже клиническими данными, которые были получены для контрольной группы пациентов.
В течение 7месяцев вгруппе из 54пациентов было зафиксировано три случая разрушения винтов. Приближенную оценку вероятности разрушения можно определить как отношение количества случаев разрушения винтов кобщему числу пациентов вгруппе: 3/54=0,056, или 5,6 %. Это полученное на практике значение (5,6 %) мало отличается от теоретически найденного выше значения, равного 5,4 %. Таким образом, результаты компьютерного моделирования ирасчетные данные могут быть классифицированы как достаточно достоверные.
Следует заметить, что на величину напряжений влияет ряд факторов: масса тела пациента, особенности ходьбы, свойства фиксатора, тип перелома. Кроме того, расчетное напряжение для образца не определяет полностью процесс усталостного разрушения. По причине образования микротрещин напряжения иих распределение вматериале непрерывно меняются взависимости от условий дальнейшего развития трещины. Эти условия, всвою очередь, зависят от характера приложения внешних сил, размеров иформы элементов системы «кость – фиксатор», сопротивляющихся внешним воздействиям. Комплекс этих факторов закономерно влияет на предельное количество циклов ина величину предела усталости [5], азначит, ина стабильность системы «кость – фиксатор». Полный учет перечисленных факторов представляет известные трудности. Однако полученные выше приближенные оценки верхней инижней границ напряжений ирезультаты конечно-элементного моделирования можно считать достаточно достоверными, поскольку они не противоречат клиническим данным.
Для уточнения данных идля повышения их ценности для клинической практики вцелях улучшения результатов лечения переломов голени необходимо применение устройств для мониторинга нагрузки на травмированную конечность. Такие малогабаритные устройства должны быть снабжены блоком аудиовизуального информирования пациента оприближении нагрузки копасной величине. При этом должны учитываться верхняя инижняя границы напряжений, вычисляемые по изложенной выше методике.
В качестве заключения отметим следующее.
Производители металлоконструкций фиксаторов изначально закладывают всвои изделия запас прочности, потенциально обеспечивающий стабильность фиксации костных отломков при повседневных движениях пациента втечение всего периода лечения иреабилитации. Однако вусловиях неопорных оскольчатых диафизарных переломов костей голени, когда циклическая нагрузка действует на стержень втечение достаточно длительного периода времени (от 3,5 до 10месяцев), существенно возрастает опасность усталостного разрушения
фиксатора.
По этой причине недостаточно ограничиваться расчетом биомеханической системы «кость – фиксатор» только вначальной стадии лечения перелома. Необходимо принимать во внимание, что лечение перелома сопровождается адаптационной перестройкой костной ткани и, как следствие, перераспределением нагрузки сфиксирующего устройства на кость [7, 11]. Общие закономерности такого перераспределения иллюстрируются рис.9.
Предложенная методика расчета ипредставленные результаты компьютерного моделирования позволяют получить адекватные данные, которые могут быть использованы для биомеханического анализа системы «кость?фиксатор» при совершенствовании методик лечения пациентов снеопорными оскольчатыми переломами костей голени.
По причине вариабельности анатомических характеристик опорно-двигательного аппарата пациентов, влекущих за собой соответствующую вариабельность нагрузок на систему «кость?фиксатор», представляется целесообразным применение дозирующих устройств нагрузки на конечность, мониторинг такой нагрузки сприменением современных малогабаритных электронных устройств. Применение таких устройств будет способствовать уменьшению частоты разрушения имплантов иулучшению результатов лечения пациентов снеопорными оскольчатыми переломами костей голени.
Рис.9. Перераспределение нагрузок в процессе лечения НОДПГ
(имеют место разнонаправленные тенденции)