Журнал «Травма» Том 15, №1, 2014

Статья опубликована на с. 41-49

Введение

Повреждение pilon, как результат высокоэнергетической травмы, сопровождается тяжелым (часто определяемым как взрывной) характером повреждений костной ткани дистального эпиметафиза голени [1]. Известные анатомо-физиологические особенности данной области (небольшое количество покровных тканей и ограниченные компенсаторные возможности кровообращения) объясняют неудовлетворительные результаты использования травматичных методов репозиции и фиксации костных отломков при помощи массивных опорных пластин [2] в условиях тяжелой костно-мягкотканной травмы, когда хирургическая травма усугубляет тяжесть травмы первичной. Это обусловливает необходимость поиска альтернативных методов остеосинтеза, минимизирующих травматичность хирургического пособия. Естественно, этот поиск концентрируется на средствах и способах внеочаговой фиксации переломов [3].

Последние к настоящему времени получили широкую степень развития в двух основных версиях: спицевые и стержневые аппараты или фиксаторы. Аппаратами принято называть устройства, конструктивно предполагающие возможности закрытых послеоперационных манипуляций костными отломками, а фиксаторы могут использоваться только после репозиции отломков для нейтрального остеотаксиса.

При лечении переломов pilon используются стержневые и спице-стержневые устройства, при этом спицевые и спице-стержневые аппараты, как правило, предполагают закрытую репозицию отломков, а односторонние стержневые наружные фиксаторы (СНФ) могут применяться в сочетании с закрытой и открытой репозицией. О биомеханических особенностях использования СНФ при травмах дистального отдела голени пойдет речь ниже.

Материалы и методы исследования

Для анализа напряженно-деформированного состояния биомеханических моделей наиболее широкое распространение получил метод конечных элементов (МКЭ). Основными преимуществами этого метода являются его способность наиболее полно учитывать геометрические и физические особенности конструкций и картины нагружения. Кроме того, проведение анализа НДС конечно-элементной модели позволяет провести объективное сравнение различных устройств и методов фиксации переломов костей скелета человека, оценить их преимущества и недостатки [4, 5].

Основной задачей данного исследования является сравнительный анализ двух вариантов крепежных устройств, используемых при фиксации переломов в области pilon. В первом варианте использовали фиксатор с массивной цельнометаллической наружной опорой и зажимом, имеющим лишь две степени свободы. Считается, что данное устройство обладает повышенной жесткостью и надежностью фиксации, однако имеет ограниченные репозиционные возможности (фиксатор модели 1). Во втором варианте использовали аппарат системы «Булфикс», конструктивно содержащий дистракционное устройство в наружной опоре, и зажим, имеющие три степени свободы (фиксатор модели 2). Таким образом, в эксперименте мы в первом варианте имеем дело со стержневым устройством, определяемым как фиксатор, а во втором варианте это аппарат. Оба устройства использовали в схеме монтажа «голень — стопа».

Вначале выполнен анализ НДС данной анатомической зоны в норме, а затем проведено сравнение полученных результатов для двух вариантов крепления с нормой. Наилучшим является вариант, который дает наименьшее отклонение в величинах напряжений от расчетных значений модели в норме.

Исследования проводились на объемной модели дистального отдела голени и голеностопного сустава. Сложная пространственная геометрия этого отдела определила выбор трехмерной конечно-элементной модели. Тип КЭ выбирался из анализа работ, выполненных другими исследователями, и требований программы автоматической генерации сетки элементов. На основе проведенного анализа этих исследований был выбран 10-узловой изопараметрический тетраэдр (рис. 1) с тремя степенями свободы в узле (перемещение вдоль координатных осей). Расчеты проводились с использованием расчетной программы BioCаd и программы визуализации расчетов Looker.

Исходя из поставленной задачи, мы осуществили построение конечно-элементной модели дистального отдела голени и голеностопного сустава, включающей большеберцовую, таранную и пяточную кости (рис. 2).

Геометрическая модель строилась на основе анатомических данных, соответствующих взрослому человеку. Размеры элементов снимались с сухих анатомических препаратов скелета.

Расчетная КЭ модель состоит из 28 586 конечных элементов и имеет 39 519 узлов.

Второй (рис. 3) и третий (рис. 4) варианты моделировали перелом области рilon, фиксированный аппаратами внеочаговой фиксации модели 1 и модели 2 соответственно.

Всем элементам модели придавались механические свойства соответствующих материалов. Материал считали однородным и изотропным.

Данные о механических свойствах биологических тканей взяты из справочника В.А. Березовского и Н.Н. Колотилова [6, 7]. Свойства искусственных материалов брались из базы данных программы BioCаd. Все механические характеристики материалов, использованных при моделировании, приведены в табл. 1.

Расчет напряженно-деформированного состояния моделей проводился с учетом действия осевой нагрузки, равной половине массы тела среднестатистического взрослого человека. Такой выбор величины нагрузки связан с тем, что при данной методике лечения больным предполагается нагрузка на конечность до снятия аппарата внешней фиксации до 50 % от массы тела. В расчетной модели масса тела принималась как Р = 700 Н, соответственно нагрузка на модель составляла 350 Н. Нагрузка прикладывалась вертикально сверху вниз по всей площади мыщелков большеберцовой кости. На модель наложены ограничения по перемещениям на опорной плоскости пяточной кости по всем координатным осям.

Результаты исследования и их обсуждение

Исследование напряженно-деформированного состояния модели большеберцовой кости и голеностопного сустава в норме показало, что основными нагружаемыми зонами являются: задняя поверхность большеберцовой кости (5 МПа), задняя часть суставной поверхности таранной кости (11 МПа), отросток пяточной кости (10 МПа) и зона, расположенная в непосредственной близости от опорной поверхности пяточной кости (3,5 МПа). Картина распределения напряжений в модели показана на рис. 5.

Исследование напряженно-деформированного состояния моделей большеберцовой кости с переломом рilon, фиксированным аппаратами внешней фиксации (рис. 6, 7), показало, что основную нагрузку при осевом нагружении берут на себя стержневые элементы аппарата (величина напряжений в стержне достигает 25 МПа).

Следует отметить, что уровень напряжения, возникающий в стержнях аппарата модели 1, значительно выше, чем в аппарате модели 2. В частности, напряжение в стержнях, фиксирующих стопу, отличается практически в 1,5 раза (15 и 9 МПа соответственно). Конструкциональные особенности наружных опорных элементов в аппарате модели 2 позволяют снижать напряжение с 24 МПа (аппарат модели 1) до 7 МПа.

Применение стержневых аппаратов односторонней внеочаговой фиксации позволяет снять нагрузку с суставной поверхности таранной кости и отростка пяточной кости (рис. 8, 9), что положительно характеризует фиксирующие возможности аппаратов. Напряжение в зоне, находящейся в непосредственной близости от опорной поверхности пяточной кости, увеличивается (по сравнению с нормой), что вызвано введением жестких металлических стержней в пяточную кость. Величина напряжений в зоне рilon практически равна нулю, что создает благоприятные условия для стабилизации фрагментов и репаративных процессов.

Исследование напряженно-деформированного состояния пяточной и таранной костей показало преимущество аппарата модели 2. Введение стержня в пяточную кость под острым углом (аппарат модели 1) приводит к значительному увеличению напряжения (10,5 МПа) в зоне непосредственной близости к опорной поверхности пятки (рис. 8 г) по сравнению с перпендикулярным введением в случае использования аппарата 2 (8,2 МПа).

При использовании аппарата модели 2 величина напряжения, возникающего в пяточной кости (рис. 8 в, е, и) и суставной поверхности таранной кости (рис. 9 б, д, з), несколько ниже, чем при использовании аппарата модели 1 (3 и 5 МПа соответственно).

Выводы

1. При анализе конечно-элементной модели дистального отдела голени и стопы установлено, что наиболее нагружаемыми зонами являются задний край дистального эпиметафиза большеберцовой кости (5 МПа), задняя часть суставной поверхности таранной кости (11 МПа), отросток пяточной кости (10МПа) и субхондральная зона блока таранной кости (3,5 МПа).

2. Использование обеих моделей стержневых наружных фиксаторов позволяет снять нагрузку с таранной и пяточной костей; величина напряжений в дистальном отделе голени по сравнению с нормой практически не меняется.

3. Результаты исследования позволяют утверждать, что обе исследованные модели СНФ по своим фиксирующим свойствам пригодны для остеосинтеза при переломах рilon с некоторым предпочтением относительно модели 2.