Журнал «Травма» Том 14, №5, 2013

Введение

Результаты лечения переломов во многом зависят от правильности проведения определенной методики лечения, биомеханической обоснованности фиксатора для ее реализации. Особенно это относится к оскольчатым переломам большеберцовой кости (ОПБК). Анатомическое строение голени, степень нарушения кровоснабжения фрагментов после травмы, большая функциональная нагрузка естественно влияют на выбор способа лечения, фиксатора для остеосинтеза (Дубас В.М. и др., 2007; Трофимов А.Н. и др., 2004). Эффективное лечение ОПБК возможно на основании глубокого знания биологии кости, процесса сращения ее фрагментов, биомеханики взаимодействия «фиксатор — кость» (Климовицкий В.Г. и др., 2007; Gardner M.J. et al., 2009).

Микроподвижность отломков, которая возникает при нагрузке, способствует репаративной регенерации, если деформация ниже критического уровня для регенерата (Perren S.M., 2002; Ruedi T.P., Buckley R.E., 2007). Определить биомеханические возможности фиксатора, микроподвижность фрагментов, которую он допускает, напряжение пластины и кости возможно экспериментальным путем. Компьютерное моделирование методом конечных элементов значительно снижает стоимость исследования, упрощает его, позволяет оценить жесткость конструкции фиксатора, напряжение его элементов, шурупов, кости (Билинский П.И., 2004; Попсуйшапка А.К. и др., 2008). Полученная информация полезна для понимания особенностей фиксации, дальнейшего ее усовершенствования.

Материалы и методы

Теоретические исследования биомеханических особенностей полноконтактного и малоконтактного многоплоскостного остеосинтеза (ММО) ОПБК проведены на конечноэлементной модели центральной части большеберцовой кости, при этом плоскости разъемов образуют с осевой линией углы 50°. Осевой зазор между торцевыми поверхностями частей кости в месте перелома составляет 1,5 мм. Для каждого из двух сопоставляемых способов фиксации созданы модели трех вариантов: а) с восемью шурупами, два из которых соединяют пластину, фрагмент кости и осколок; б) с девятью шурупами, отличающийся наличием добавочного репозиционного шурупа для соединения осколка с верхним фрагментом; в) с восемью шурупами, два из которых соединяют осколок с фрагментами кости. Указанные варианты в дальнейшем упоминаются как вариант «а» — без репозиционных шурупов, вариант «б» — с одним репозиционным шурупом и вариант «в» — с двумя репозиционными шурупами; соответствующие модели показаны на рис. 1 и 2.

Характер закрепления и нагружения моделей полностью соответствует рассмотренным выше случаям поперечного и косого переломов.

Участок модели в зоне перелома и его деформированное состояние при действии осевого сжатия и поперечной нагрузки для двух способов фиксации с использованием двух репозиционных шурупов показан на рис. 3 (вид сбоку).

Для количественной оценки степени подвижности фиксации в зоне перелома подсчитываются относительные перемещения характерных точек на торцевых поверхностях скрепляемых частей кости. При оскольчатом переломе таких частей три: верхний фрагмент, осколок и нижний фрагмент. Поэтому в отличие от случаев поперечного и косого переломов приходится учитывать как взаимное смещение верхнего фрагмента и осколка в зоне верхнего разъема (рис. 3, слева), так и взаимное смещение осколка и нижнего фрагмента в зоне нижнего разъема (рис. 3, справа).

В качестве характерных выбраны четыре точки, лежащие на контуре сечения и наиболее удаленные от осевой линии кости. Их положение показано на рис. 4, где изображены две торцевые поверхности отломка в проекции на плоскость поперечного сечения кости (вид со стороны коленного сустава вместе с торцевым сечением пластины для варианта «а» полноконтактной фиксации).

Результаты и обсуждение

Ниже приведены некоторые результаты для случая осевого сжатия силой Fx = 800 Н.

Относительные перемещения точек на торцевых поверхностях скрепляемых частей кости при наличии двух репозиционных шурупов показаны в табл. 1, 2.

В этих и последующих таблицах в целях наглядности жирным шрифтом выделены значения, соответствующие более жесткой фиксации одного из двух сопоставляемых способов (т.е. меньшие по абсолютной величине).

Как следует из табл. 1, 2, при осевом нагружении малоконтактная фиксация в основном обнаруживает бóльшую жесткость, особенно в поперечных направлениях и суммарно. Сопоставление между собой вариантов «а» и «б» иллюстрирует повышение жесткости фиксации обоими способами за счет дополнительного шурупа, что выглядит вполне закономерным. Следует отметить, что осуществить остеосинтез контактной пластиной после установления двух репозиционных шурупов иногда бывает очень проблематично. При пользовании фиксатором для ММО трудностей с его установкой не возникает.

Анализ полученных данных об уровне напряжений фиксаторов, шурупов и центральной части кости при осевом сжатии силой 800 Н показал преимущества малоконтактной фиксации.

Следующим вариантом нагружения синтезированной кости является изгиб перпендикулярно плоскости пластины поперечной нагрузкой F_y = 100 Н.

Относительные перемещения характерных точек на торцевых поверхностях скрепляемых частей кости представлены в табл. 3, 4.

Согласно приведенным данным, при изгибе перпендикулярно плоскости пластины малоконтактная фиксация оказывается однозначно более жесткой суммарно; по отдельным направлениям жесткость малоконтактной фиксации также практически выше. Два репозиционных шурупа увеличивают жесткость фиксации при ММО.

Исследования показали, что в рассматриваемом случае при полноконтактной фиксации пластина подвержена большей нагрузке по сравнению с малоконтактным способом. Шурупы при проведении ММО тоже испытывают меньшее напряжение.

Следующим вариантом нагружения синтезированной кости является изгиб в плоскости пластины поперечной нагрузкой Fz = 100 Н, когда пластина изгибается «на ребро».

Относительные перемещения характерных точек на торцевых поверхностях скрепляемых частей кости показаны в табл. 5, 6.

Согласно приведенным данным, в случае изгиба в плоскости пластины малоконтактная фиксация проявляет в целом бóльшую жесткость по сравнению с полноконтактным способом для всех вариантов крепления.

Данные о максимальных напряжениях изгиба в плоскости пластины поперечной нагрузкой F_z = 100 Н, когда пластина изгибается «на ребро», для варианта «в» приведены в табл. 7.

Согласно полученным данным, при изгибе в плоскости пластины малоконтактный способ обеспечивает более низкий уровень напряжений в пластине и шурупах, в большей степени нагружая краевые зоны кости.

Таким образом, теоретически изучена реакция скрепленных фиксатором фрагментов большеберцовой кости на действие физиологических нагрузок при наличии оскольчатого перелома. Рассмотрено в общей сложности 18 расчетных вариантов, при этом ни в одном из этих вариантов не было отмечено соприкосновения между собой скрепляемых частей кости под действием нагрузки. Это избавило от необходимости постановки и решения нелинейных контактных задач.

Как показали полученные результаты, при действии статических нагрузок малоконтактный способ в целом обнаруживает преимущество по жесткости фиксации оскольчатого перелома. Соединение фрагментов репозиционными шурупами значительно увеличивает жесткость фиксации. Конструкционные особенности устройства для ММО позволяют установить его поверх головок репозиционных шурупов. Установка контактной пластины в таких случаях сопряжена с большими трудностями. Кроме того, с позиций длительного применения надежность малоконтактной фиксации, несомненно, выше, поскольку предотвращает отход фиксатора от кости вследствие «проскальзывания» шурупов при ее лизисе.

Выводы

В качестве общего вывода можно утверждать, что с позиций биомеханических аспектов фиксации как в случаях поперечного и косого, так и в случае оскольчатого перелома малоконтактный способ представляется более выгодным и перспективным по сравнению с традиционным полноконтактным. Малоконтактный остеосинтез обеспечивает жесткую фиксацию фрагментов, минимальное напряжение пластины, шурупов и кости, создает оптимальные условия для течения репаративной регенерации.