В данной статье рассматриваются биомеханические итехнические аспекты обеспечения стабильности остеосинтеза впостоперационной стадии лечения диафизарных переломов большеберцовой кости голени. Диафизарными переломами называют переломы диафиза (т.е. средней части) костей голени. Остеосинтез – хирургическая репозиция костных отломков иосколков иих фиксирование ванатомически правильном положении при помощи различных фиксаторов. Вкачестве фиксаторов внастоящее время используют, например, стержни, винты, спицы из нержавеющей стали или титана, конструкции из углепластиков ит.д. [12]. Впослеоперационном периоде при лечении переломов голени вцелях активизации восстановительных процессов заживления перелома необходима дозированная по величине ипродолжительности нагрузка на травмированную конечность [4, 5, 11, 12]. По мере консолидации перелома нагрузку постепенно увеличивают. Однако если нагрузка на конечность, азначит ина травмированную кость, окажется избыточно большой, то костный регенерат, образующийся вобласти контакта отломков травмированной кости будет частично или полностью разрушен. Такое разрушение является причиной осложнений, увеличивает продолжительность лечения иснижает его качество [см., например, 5, 11]. Кроме того, избыточно большая нагрузка вызывает риск разрушения фиксирующих устройств.
Клиническая практика показывает, что появляющаяся при повседневных движениях пациента нагрузка на травмированную конечность должна находиться винтервале, рекомендованном лечащим врачом. Это особенно важно на ранних стадиях заживления перелома. Очевидно, впроцессе лечения переломов необходим мониторинг нагрузки как на отломки травмированной кости, так ина фиксирующее устройство.
Прямые измерения взаимного давления костных отломков вданном случае технически невозможны. Поэтому необходимы устройства, вкоторых реализовано косвенное измерение указанной выше нагрузки на фрагменты костей. При косвенных измерениях искомая величина непосредственно не измеряется, авычисляется по результатам измерений других связанных сней величин. Например, зная нагрузку на голеностопный сустав, можно определить силы контактного взаимодействия костных отломков сучетом особенностей методики остеосинтеза [14].
В свою очередь, для определения нагрузки на голеностопный сустав травмированной конечности могут быть использованы данные оконтактном взаимодействии стопы пациента иопорной поверхности. Существует ряд методик иустройств, предназначенных для исследования контактного взаимодействия стопы иопорной поверхности [2, 3, 5, 15]. Данные одавлении по стопе, являясь результатом прямых измерений, могут быть использованы вкачестве исходных данных для моделирования контактного взаимодействия костных отломков как друг сдругом, так и сэлементами фиксирующих устройств. При этом модели скелетно-мышечных систем ввиде статически неопределимых конструкций, применение метода перемещений канализу этих конструкций [6, 9] иоптимизационное уточнение значений сил всухожильно-мышечных комплексах [1] создают новые возможности для решения известной проблемы избыточности вбиомеханике.
На ранних стадиях развития затронутого направления прикладных междисциплинарных исследований для получения количественной оценки допустимой нагрузки на травмированную конечность использовались обычные напольные весы [10]. Развитие иприменение информационных ителекоммуникационных технологий, атакже появление самоклеющихся пленочных датчиков давления привело кпоявлению разнообразных устройств, используемых для определения давления по стопе [2, 3, 13]. Эти устройства могут быть классифицированы взависимости от области применения иособенностей исследования.
Например, висследованиях характеристик спортивной обуви, где необходим большой объем информации обыстро меняющемся давлении по стопе, применяют специальные стельки, вкоторых число датчиков может превышать 1000 [15].
Однако особенностью послеоперационной стадии лечения перелома голени являются медленные (как правило) движения пациентов, при этом нагрузка от веса тела передается на основание через анатомически предопределенные участки стопы. Именно на этих участках необходимо определять давление стопы на стельку идалее на основание (рис.1). Хорошо известно, что внорме центры тяжести этих участков находятся ввершинах ина сторонах треугольника санатомически ифизиологически предопределенными геометрическими характеристиками [14, с.52–58].
Рис. 1. Датчики1–7 иопорные участки стопы
Учет обозначенных особенностей приводит кобоснованию целесообразности развития относительно нового направления прикладных исследований, ориентированных на разработку интерактивных устройств, относящихся копределенному классу ипредназначенных для мониторинга нагрузки впостоперационной стадии лечения переломов костей нижних конечностей [7, 8, 10, 11]. Втаких устройствах количество датчиков может быть относительно небольшим, что позволяет разрабатывать достаточно функциональные устройства «эконом-класса».
Рассмотрим одно из таких устройств, вкотором могут быть использованы, например, самоклеющиеся пленочные датчики диаметром 15,23мм, толщиной 0,43мм (рис.2) или их аналоги [http://www.conrad.de/ce/de/product/182519/Drucksensor-IEE-CP6-FSR149AS-ca-10-g-10-kg]. Сопротивление датчика уменьшается от ~2000 до ~3кОм сувеличением силы надавливания от 0,2 до 100Н. Сувеличением силы сверх 100Н чувствительность датчика уменьшается.
Рис. 2. Датчик
Чему может быть равна сила, действующая на датчик вреальных ситуациях? Отвечая на этот вопрос, примем во внимание, что рассматриваемое устройство предназначено для использования пациентами при медленной ходьбе. Известно, что пиковое значение давления стопы на основание может быть принято равными ~400кПа [https://www.uni-due.de/~qpd800/PPDetails.html]. Тогда эквивалентная сила, действующая на условный датчик площадью один квадратный сантиметр, равна ~40Н. Соответственно, если диаметр датчика 15,23мм, то эквивалентная сила равна ~73Н, что меньше указанных выше 100Н. Следовательно, датчики могут быть размещены вточках 1–7стельки по схеме всоответствии срис.1. Для защиты от механических повреждений датчики размещают всреднем слое стельки. Вопросы тарировки датчиков вданной работе не рассматриваются.
Чтобы уменьшить риск перегрузки датчиков, целесообразно использовать большее количество датчиков меньших размеров. Врассматриваемом случае датчики должны быть размещены вточках 1–7 сучетом индивидуальных анатомических особенностей стопы пациента (рис.1). Касаясь возможной перегрузки датчиков, заметим, что, например, вработе [16] экспериментально определены максимумы давления по подошвенной поверхности стопы футболиста: 440кПа при резких движениях и1650кПа при исполнении пенальти.
Клинический результат от применения предлагаемого устройства [6, 8, 13] выражается вулучшении результатов лечения ивпрофилактике осложнений. Для этого вустройстве используются блок аналого-цифрового преобразования величины давления по опорной поверхности стопы ввеличину взаимного давления отломков травмированной кости, атакже аудиовизуальная информация, передаваемая пациенту ввиде звуковых сигналов и(или) светодиодной индикации (рис.3).
Рис. 3. Фрагмент устройства смикроконтроллером иBluetooth-модулем
Устройство может комплектоваться программой преобразования величины давления по опорной поверхности стопы ввеличину взаимного механического давления костных отломков травмированной конечности. Всложных случаях такое преобразование затруднительно. Поэтому вкачестве контролируемой величины вкаждый момент времени может быть принята сумма отсчетов датчиков 1–7 (рис.1), что приемлемо впослеоперационной стадии при медленных движениях сдополнительной опорой [4, 11]. Отвлекаясь от медицинских аспектов, предположим, что суммарная нагрузка на травмированную конечность при осторожной ходьбе сдополнительной опорой не должна превышать 45Н. Данное значение устанавливается (программируется) впредлагаемом устройстве вкачестве предельного. Это значение (45Н) определяет «красную линию», т.е. границу области высокого риска (рис.4).
Рис. 4. Показания исумма показаний датчиков
По мере приближения нагрузки кпредельному значению, атакже при его достижении пациенту автоматически выдаётся ваудиовизуальной форме соответствующая предостерегающая информация. Тем самым создается объективная основа для формирования стереотипа безопасных движений пациента. Кроме того, названные выше результаты измерений по беспроводному каналу передаются взапоминающее устройство для детального анализа иобоснования рекомендаций по улучшению результатов лечения переломов сучетом индивидуальных особенностей пациента [4, 7, 11].
В нижней части рис.4 представлены данные датчиков, установленных вобластях1, 3, 5, 7 по рис.1. Вобласти1 были установлены два датчика1.1 и1.2. Показания этих датчиков (рис.4) мало отличаются друг от друга, что указывает на возможность использования вряде случаев взамен двух датчиков вобласти1 только одного датчика.
Показания одного из датчиков (рис.4) мало отличаются от нуля. Это может быть вызвано как особенностями движения пациента, так инекорректной локализацией датчика.
Доклинические испытания устройства выполнены вБольнице скорой медицинской помощи (г.Петрозаводск, http://www.petrsu.ru/news.html?action=single&id=12015). Подтверждено, что применение телекоммуникационных технологий исовременных датчиков давления по площади контакта стопы соснованием позволяет реализовать новые возможности впрофилактике послеоперационных осложнений при лечении диафизарных переломов голени.
Работа выполнена при поддержке Программы стратегического развития ПетрГУ врамках реализации комплекса мероприятий по развитию НИР на 2012-2016 гг.
Рецензенты:
Стефанович Г.Б., д.ф.-м.н., профессор, директор Института информационно-телекоммуникационных инанотехнологий ПетрГУ, г. Петрозаводск;
Григович И.Н., д.м.н., профессор, зав. кафедрой педиатрии идетской хирургии, Медицинский институт ПетрГУ, г. Петрозаводск.
Работа поступила в редакцию 15.09.2014.