Журнал «Травма» Том 15, №3, 2014

Статья опубликована на с. 18-22

Вступ

Одним із сучасних та найбільш вірогідних методів експериментальних розрахунків властивостей різних конструкцій для використання як у медицині, так і в інших сферах діяльності людини, є метод комп’ютерного тривимірного моделювання, основу якого становить метод кінцевих елементів [1, 2, 6]. Застосування спеціального програмного забезпечення дозволяє розрахувати безліч варіантів біомеханічного впливу різних навантажень на кожний компонент системи та всю систему загалом. Метод дозволяє без значних фінансових витрат, пов’язаних із виготовленням експериментальних взірців та спеціального обладнання для стендових досліджень, виконати комп’ютерне моделювання та наступне віртуальне біомеханічне випробування різних новітніх конструкцій, зокрема систем «кістка — апарат зовнішньої фіксації (АЗФ)» [3–5]. Однак більшість сучасних досліджень систем «кістка — АЗФ» виконують на моделях кісток чи спрощених за конфігурацією трубчатих або циліндричних аналогах із концентричним розташуванням кільцеподібних опор без урахування розміщення м’якотканинних структур [4, 6, 8, 10]. Ексцентричне розташування оточуючих тканин довкола кістки потребує в клінічних умовах особливого компонування рам АЗФ із використанням опор великих діаметрів. Це, на жаль, призводить до послаблення жорсткості фіксації кісткових фрагментів та тривалого дискомфорту для хворого [9, 11]. Більш доречним, з практичного погляду, зокрема для двохкісткових сегментів (гомілки, передпліччя), через їхні анатомічні особливості, є компонування рами АЗФ з ексцентричним розташуванням опор. Не менш важливим є наближення експериментальних моделей апаратів до клінічних умов. Це потребує урахування топографо-анатомічних особливостей сегмента при проведенні черезкісткових елементів, що важко здійснити за відсутності власне м’якотканинних структур. Тому дослідження біомеханіки жорсткості фіксації при черезкістковому остеосинтезі та конструктивних особливостей моделей апаратів з урахуванням розташування м’якотканинних структур сегментів кінцівок залишається маловивченим та актуальним.

Мета роботи: розробити тривимірні комп’ютерні моделі «гомілка — АЗФ» із концентричним та ексцентричним розташуванням опор та провести порівняльний аналіз їхніх геометричних параметрів.

Матеріал і методи

На основі поперечних сканів (із кроком 0,5–1 мм) інтактної гомілки дорослої людини, проведених за допомогою спірального комп’ютерного томографа Siemens Somatom Emotion у програмі Mimix, створені тривимірні моделі кісток та оточуючих м’якотканинних структур із можливістю їх роздільної візуалізації, які трансльовано в програмний комплекс Autodesk Inventor 11 (рис. 1).

У режимі Inspect програми Autodesk Inventor 11 проведено визначення розмірів моделі гомілки на восьми рівнях (рис. 1г). За допомогою інструмента Distance визначали лінійні розміри сегмента в двох взаємно перпендикулярних площинах. Обвід вимірювали за допомогою інструмента Loop.

Розроблений нами покроковий (step-by-step) алгоритм дій дозволив побудувати комп’ютерні тривимірні моделі біомеханічних систем «сегмент — АЗФ» та провести визначення їхніх геометричних параметрів.

Результати та їх обговорення

Алгоритм побудови комп’ютерної тривимірної моделі біомеханічної системи «сегмент (гомілка) — АЗФ» полягає у виконанні таких кроків (step-by-step):

— поетапне створення інтактного анатомічного сегмента, моделей кісток та м’якотканинних структур зі збереженням їх в окремих файлах (Model);

— встановлення сумісних точок чи осей (не менше двох) для моделей кісток та м’якотканинних структур, що забезпечує можливість їх порівняння у файлі складання моделі;

— визначення поздовжньої осі великогомілкової кістки (ВГК);

— моделювання перелому шляхом створення фрагментів кісток та збереження їх в окремих файлах;

— створення файлу складання моделі (Assembly) та вставлення в нього моделей фрагментів кісток;

— орієнтація моделі проксимального фрагмента кістки відносно центру системи координат (із зіставленням площин XY — із фронтальною, XZ — із горизонтальною, YZ — із сагітальною), що забезпечує можливість проведення черезкісткових елементів під заданими кутами та оцінки розкладання векторів сил, що прикладаються до фрагментів кістки при проведенні біомеханічних досліджень;

— встановлення дистального фрагмента кістки відносно проксимального на відстані, що відповідає ширині міжфрагментарної щілини;

— вставлення у файл складання моделі м’якотканинних структур сегмента з забезпеченням їх точної просторової орієнтації щодо кістки шляхом порівняння попередньо встановлених суміжних точок чи осей;

— умовний поділ сегмента шляхом створення «робочих» площин на вісім рівновіддалених рівнів згідно з методом уніфікованого позначення черезкісткового остеосинтезу (МУПЧО) [7];

— надання властивості напівпрозорості м’якотканинним структурам, що забезпечує можливість візуалізації кісткових фрагментів;

— визначення ширини найширшої частини сегмента;

— встановлення поздовжньої осі сегмента в найширшій його частині;

— визначення необхідного типорозміру опор;

— встановлення поздовжньої «робочої» осі для кожної опори, що проходить через її центр;

— встановлення опор АЗФ на необхідних рівнях сегмента шляхом зіставлення поздовжніх осей опор та кістки (сегмента);

— формування кісткових каналів та проведення черезкісткових елементів з урахуванням топографо-анатомічних особливостей вибраного рівня сегмента;

— з’єднання опор між собою та закріплення черезкісткових елементів;

— для проведення біомеханічних досліджень систем «кістка — АЗФ» перед експортом створеної моделі в модуль програми Stress Analysis чи інший програмний комплекс, наприклад ANSYS, необхідно за допомогою команди Suppress — інактивувати м’якотканинні структури сегмента.

Використовуючи запропонований алгоритм, в середовищі програми Autodesk Inventor 11 проведено тривимірне моделювання черезкісткового остеосинтезу при переломах кісток гомілки з використанням АЗФ комбінованого типу з комплекту деталей апарата Г.А. Ілізарова. Типорозмір опор підбирали таким чином, щоб проміжок між шкірними покривами та опорою становив не менше 2 см. Залежно від просторової орієнтації рами апарата довкола фрагментів великогомілкової кістки створено дві тривимірні моделі «гомілка — АЗФ»:

I модель — «гомілка — АЗФ з концентричним розташуванням опор» (рис. 2);

ІІ модель — «гомілка — АЗФ з ексцентричним розташуванням опор» (рис. 3).

За результатами визначення геометричних параметрів тривимірної моделі гомілки (табл. 1) виявили, що найбільша відстань від осі великогомілкової кістки до найвіддаленішої точки шкірних покривів відповідає IІІ рівню і становить 92,5 мм. Це зумовило вибір опор для І моделі з внутрішнім радіусом 112,5 мм. Найбільша товща сегмента (114,1 мм) відповідає IV рівню в сагітальній площині, що зумовило вибір опор для ІІ моделі з внутрішнім радіусом 80 мм.

Моделювання поперечного перелому обох кісток гомілки проведено на V рівні. Встановлення опор АЗФ відповідно на III, IV та VІ, VII рівнях сегмента проводили шляхом:

— зіставлення поздовжніх осей опор та фрагментів ВГК при побудові І моделі;

— зіставлення поздовжніх осей опор та найширшої частини сегмента при побудові ІІ моделі.

Для можливості проведення порівняльного аналізу моделей черезкісткові елементи проводили на однакових рівнях та позиціях. Представлені моделі відрізняються виключно за діаметром опор, їх просторовою орієнтацією відносно кісткових фрагментів та довжиною використаних черезкісткових елементів.

Тривимірні моделі, розроблені за запропонованим алгоритмом, мають широкий діапазон властивостей, що забезпечує можливість:

— моделювання різних типів переломів кісток;

— використання АЗФ різних типів конструкції;

— різної просторової орієнтації рам апаратів відносно кісткових фрагментів та м’якотканинних структур сегмента;

— визначення оптимального радіуса опор та рівнів їх розташування;

— визначення оптимальних рівнів розташування черезкісткових елементів, їх діаметра та довжини;

— проведення черезкісткових елементів на різних рівнях з урахуванням рекомендованих позицій та позицій доступності згідно з атласом МУПЧО;

— проведення біомеханічних досліджень остеосинтезу.

Результати визначення геометричних параметрів створених моделей систем «гомілка — АЗФ» (табл. 2) показали, що при компонуванні апарата II моделі внутрішній радіус опор становить 80 мм, що на 28,9 % менше порівняно з АЗФ І моделі (112,5 мм). Для фіксації кісткових фрагментів у ІІ моделі використовували консольні черезкісткові елементи довжиною 100 мм, транссегментарні — 180 мм, що відповідно на 33,3 та 29,4 % є коротшими, ніж у І моделі (150 і 255 мм).

Завдяки цьому габарити зовнішньої конструкції у ІІ моделі на ІІІ–VІІ рівнях перевищують латеральний контур гомілки на 33,4–59,9 мм, медіальний — на 41,2–67,5 мм і передній — на 39–43,6 мм, що порівняно з габаритами АЗФ І моделі (60,9–92,6 мм, 74,1–99,8 мм, 102,4–106 мм) відповідно менше на 35,3–48,1 %, 32,4–45,8 % і 58,9–61,9 %. Значні «коливання» показників віддалі від шкірних покривів до контурів АЗФ зумовлені відсутністю органометричності кільцевих опор до анатомічної конфігурації гомілки.

Отже, отримані результати свідчать, що при переломах кісток гомілки ексцентричне розташування кільцевих опор АЗФ є більш раціональним у забезпеченні комфортності для хворого, проте не забезпечує адекватної органометричності конструкції.

Висновки

Створення тривимірних моделей біомеханічних систем «сегмент — АЗФ» для досліджень черезкісткового остеосинтезу слід проводити з візуалізацією м’якотканинних структур кінцівки. Це забезпечує точну просторову орієнтацію рами апарата відносно не тільки кістки, але й шкірних покривів сегмента та можливість проведення черезкісткових елементів з урахуванням топографо-анатомічних особливостей рівня сегмента. При переломах кісток гомілки перевагу слід віддавати ексцентричному розташуванню опор АЗФ, що забезпечує компактність конструкції завдяки зменшенню її габаритів по латеральному, медіальному та передньому контуру відповідно на 35,3–48,1 %, 32,4–45,8 % і 58,9–61,9 % порівняно з концентричним розташуванням опор. Проте внаслідок анатомічних особливостей будови гомілки використання опор у формі кілець чи півкілець не в змозі забезпечити адекватної органометричності конструкції. Вирішення цієї проблеми ми вбачаємо у розробці АЗФ з можливістю адаптації його форми до конфігурації сегмента.