Журнал «Травма» Том 21, №1, 2020

Вступ

Результати лікування пацієнтів із внутрішньо- та навколосуглобовими пошкодженнями дистальних метаепіфізів довгих кісток значною мірою залежать від адекватності вибору технології лікування. Цей вибір — зовсім не просте завдання, для виконання якого необхідно проводити детальний аналіз значної кількості об’єктивних та суб’єктивних факторів, що впливають на лікувальний процес та його результати [1–3].

Розробники загальноприйнятої класифікації АО досягли значних результатів щодо об’єктивізації та спрощення вибору лікувальної тактики при пошкодженнях довгих кісток, визначаючи для кожної клінічної ситуації конкретні варіанти вибору лікувальної технології. Але при цьому помітно, що класифікація АО (яка існує в рамках системи АО) логічно обмежує вибір технологій лікування технологіями АО, тобто майже виключно технологіями, пов’язаними із відкритою репозицією та внутрішньою фіксацією [4–6].

Фактично одних лише класифікаційних ознак ушкодження для вибору технології лікування зазвичай недостатньо. Рішення щодо застосування відкритої репозиції та накісткового остеосинтезу насправді є дуже відповідальним і повинне прийматися на основі комплексного аналізу насамперед індивідуальних особливостей як пацієнта, так і пошкодження (стан м’яких тканин, загальний стан пацієнта, супутні захворювання, мотивації пацієнта та його здатності до ефективної співпраці) [7–12].

У цьому процесі, на нашу думку, відоме місце займають аспекти своєрідного технічного прогнозування результатів остеосинтезу з використанням різних технологій фіксації. Наприклад, багатоосколковий характер перелому та імпресійна деструкція суглобової поверхні можуть вирішально впливати на ступінь гарантованості досягнення позитивного результату внутрішньої фіксації, а саме: анатомічної репозиції та надійної стабілізації кісткових відламків, із виключенням додаткової зовнішньої іммобілізації у післяопераційному періоді. У іншому разі, коли основні позитивні моменти внутрішнього остеосинтезу не можуть бути реалізовані, відкрита репозиція позбавлена будь-якого сенсу, бо за відсутності бажаного ефекту в рази підвищує імовірність тяжких необоротних ускладнень. У випадках сумнівних показань до внутрішньої фіксації методом вибору може бути позаосередковий остеосинтез за допомогою апаратів зов-нішньої фіксації (АЗФ).

Мета: об’єктивізувати вибір технологій лікування внутрішньосуглобових ушкоджень шляхом математичного аналізу внутрішніх напружень та відносних деформацій моделі перелому дистального метаепіфіза стегнової кістки в умовах накісткового та позаосередкового остеосинтезу.

Матеріали та методи

У лабораторії біомеханіки ДУ «Інститут патології хребта та суглобів ім. проф. М.І. Ситенка НАМН України» було виконане математичне моделювання з використанням методу скінченних елементів внутрішньосуглобових переломів дистального відділу стегнової кістки та методів їх остеосинтезу. Для виконання цього завдання за основу була обрана базова скінченно-елементна модель нижньої кінцівки, що використовувалась в попередніх розробках лабораторії [13–15]. Зовнішній вигляд базової моделі наведено на рис. 1.

Базова модель містила стегнову, великогомілкову та малогомілкову кістки, а також кісткові елементи стопи. Суглобові поверхні всіх кісток мали прошарок із механічними властивостями хрящової тканини.

На базовій моделі моделювали внутрішньосуглобові переломи дистального кінця стегнової кістки типів С1 та С3 за класифікацією АО шляхом розтину її декількома площинами. У проміжок між кістковими фрагментами по лініях розтину вводили прошарок з механічними властивостями хрящової тканини, який моделював кістковий регенерат [16–20]. Моделі з відповідними переломами наведені на рис. 2.

При кожному з видів переломів моделювали по два варіанти остеосинтезу уламків стегнової кістки: накістковою пластиною та апаратом зовнішньої фіксації за схемою «стегно — гомілка». Моделі з варіантами остеосинтезу наведені на рис. 3.

Усі моделі містили елементи з механічною властивістю кортикальної та губчастої кісток, а також хрящової тканини. Механічні властивості біологічних тканин обрано за даними [21–23]. Усі металеві елементи мали механічні властивості титану, механічні характеристики якого обирали за даними технічної літератури [24]. Механічні характеристики матеріалів, що використовували в розрахунках, наведені в табл. 1.

Усі моделі вивчали під впливом навантаження на стискання. Для цього моделі мали жорстке закріплення по кісткових елементах стопи, а до головки стегнової кістки прикладали навантаження у відповідному напрямку. Схеми навантаження моделей наведені на рис. 4.

При виборі величини навантаження використовували дані літератури [24, 25], а саме: величина сили при осьовому навантаженні на стискання становила 700 Н.

При моделюванні вивчали механічні показники напружено-деформованого стану моделей, а саме величини внутрішніх напружень та відносних деформацій. Для порівняння зазначених величин напружень в різних елементах моделей були обрані контрольні точки, схема розташування яких наведена на рис. 5.

Усього для аналізу біло обрано 5 контрольних точок на стегновій кістці: 1 — дистальна частина діафіза; 2 і 3 — у верхній ділянці зони перелому; 4 і 5 — на виростках стегнової кістки.

Крім того, реєстрували максимальні значення напружень на гвинтах та стрижнях АЗФ, а також на пластині та балці АЗФ.

Порівняння максимальних значень величин відносних деформацій кісткового регенерату проводили в окремих зонах, схема розташування яких для різних типів переломів наведена на рис. 6.

Дослідження напружено-деформованого стану моделей виконували за допомогою методу скінченних елементів. Як критерій оцінки напруженого стану моделей використовували напруження за Мізесом [26].

Моделювання виконували за допомогою системи автоматизованого проєктування SolidWorks, розрахунки напружено-деформованого стану моделей — за допомогою програмного комплексу Cosmos/M [27].

Результати та обговорення

Першим етапом роботи біло вивчення напружено-деформованого стану моделей нижньої кінцівки з внутрішньосуглобовим переломом дистального кінця стегнової кістки типу С1. На рис. 7 наведено картину розподілу напружень в моделі при остеосинтезі пластиною, під впливом стискаючого навантаження.

Як бачимо, максимальні за величиною напруження визначаються на фіксуючих елементах, а саме на пластині в зоні перелому (72,0 МПа) та на нижньому та верхньому гвинтах (15,0 МПа). Максимальні за величиною напруження в кістковій тканині (4,3 МПа) спостерігаються вздовж горизонтальної лінії перелому. На виростках стегнової кістки (нижче фіксуючих гвинтів) напруження визначаються на рівні 2,7 МПа на медіальному боці та 1,7 МПа на латеральному, що обумовлено наявністю накісткової пластини саме на цьому боці. У фіксованій зоні між гвинтами величина напружень мінімальна — 1,8 МПа з боку накісткової пластини, на медіальному боці напруження дещо збільшуються й досягають значення 2,7 МПа.

Напружено-деформований стан моделі нижньої кінцівки з внутрішньосуглобовим переломом дистального кінця стегнової кістки типу С1 при остеосинтезі АЗФ під впливом стискаючого навантаження наведено на рис. 8.

Використання АЗФ для остеосинтезу кісткових уламків при переломі типу С1 дозволяє знизити рівень напружень на виростках стегнової кістки порівняно з остеосинтезом пластиною до 2,3 і 1,0 МПа на медіальному та латеральному боці відповідно. У середній частині виростків напруження розподіляються симетрично і визначаються на рівні 2,1 МПа. Зниження величини напружень в нижній частині зони перелому компенсується їх підвищенням у верхній частині вздовж горизонтальної лінії перелому, де напруження досягають значення 5,3 МПа (табл. 2).

Як бачимо, при переломах дистального кінця стегнової кістки типу С1 під впливом стискаючого навантаження і накісткова пластина, і АЗФ працюють приблизно однаково. У трьох контрольних точках величини напруження нижчі при використанні АЗФ, у двох — при використанні пластини. Що стосується металевих фіксуючих конструкцій, то величина напружень на стрижнях АЗФ втричі вища, ніж на гвинтах накісткової пластини. Ця різниця обумовлена довжиною важеля дії сили стискання. Але на балці АЗФ, навпаки, величина напружень значно нижча за накісткову пластину. Таким чином, можна говорити про те, що при внутрішньосуглобових переломах дистального кінця стегнової кістки типу С1 остеосинтез накістковою пластиною та АЗФ працюють приблизно однаково з деякими особливостями при навантаженні на стискання.

На рис. 9 наведена картина розподілу напружень в моделі нижньої кінцівки з внутрішньосуглобовим переломом дистального кінця стегнової кістки типу С3 при остеосинтезі пластиною під впливом стискаючого навантаження.

Стискаюче навантаження на нижню кінцівку з внутрішньосуглобовим переломом дистального кінця стегнової кістки типу С3 при остеосинтезі пластиною викликає максимальні напруження саме в накістковій пластині та фіксуючих гвинтах — 54,0 та 37,5 МПа відповідно. Напруження в кісткових фрагментах в зоні перелому на порядок нижчі і визначаються більш високими на медіальному боці стегнової кістки на рівні 7,4 МПа в середній частині між фіксуючими гвинтами та 7,1 МПа в нижній частині медіального виростка. Мінімальні значення напружень спостерігаються на латеральному боці в межах від 2,6 до 2,8 МПа, що обумовлено наявністю накісткової пластини саме з цього боку. Напруження вздовж верхнього краю зони перелому не перевищують позначки 4,5 МПа.

Напружено-деформований стан моделі нижньої кінцівки з внутрішньосуглобовим переломом дистального кінця стегнової кістки типу С3 при остеосинтезі АЗФ під впливом стискаючого навантаження наведений на рис. 10.

АЗФ також приймає на себе основну частку стискаючого навантаження, що діє на модель нижньої кінцівки з внутрішньосуглобовим переломом дистального кінця стегнової кістки типу С3. Результатом цього є високий рівень напружень саме в конструкційних елементах апарату, 51,0 МПа на стрижнях та 35,0 МПа на балці. При цьому рівень напружень в кісткових фрагментах значно нижчий й набуває максимального значення 5,5 МПа в середній частині латерального виростка. При цьому в його нижній частині напруження мінімальні й не перевищують позначки 1,7 МПа. На медіальному боці напруження розподіляються рівномірно і становлять 2,7 МПа як у середній частині виростка, та і в нижній. Впродовж верхнього краю зони перелому напруження визначаються на рівні 3,5 МПа (табл. 3).

Як показано в табл. 3, під впливом стискаючого навантаження на моделі нижньої кінцівки з внутрішньосуглобовим переломом дистального кінця стегнової кістки типу С3 АЗФ забезпечує нижчий рівень напружень на кісткових фрагментах в зоні перелому, ніж накісткова пластина в чотирьох контрольних точках з п’яти, що свідчить на користь АЗФ в даному випадку. Картина розподілу напружень в металевих фіксуючих конструкціях аналогічна тій, що й при переломах типу С1. Напруження в накістковій пластині вище, ніж в балці АЗФ, але напруження на фіксуючих гвинтах нижчі за величину напружень в стрижнях АЗФ. Причина та ж сама — різниця довжини важелів, що утворюють стрижень та гвинт.

Таким чином, можна зроби висновок, що з точки зору розподілу напружень в моделях кінцівки з внутрішньосуглобовим переломом дистального кінця стегнової кістки за наявності перелому типу С1 накісткова пластина та АЗФ дозволяють отримати приблизно однаковий результат, незважаючи на деякі розбіжності, обумовлені конструкційними особливостями обраних засобів остеосинтезу.
За наявності перелому типу С3 АЗФ має переваги над накістковою пластиною при всіх видах навантаження, що підтверджується більш низьким рівнем напружень на кісткових фрагментах в зоні перелому.

Аналіз величин відносних деформацій у моделях нижньої кінцівки з внутрішньосуглобовими переломами дистального кінця стегнової кістки

Останнім етапом роботи був аналіз величин деформацій, що виникають в моделях нижньої кінцівки з внутрішньосуглобовим переломом дистального кінця стегнової кістки під впливом різних видів навантажень.

На рис. 11 наведена картина розподілу величин деформацій в моделях нижньої кінцівки з внутрішньосуглобовим переломом дистального кінця стегнової кістки типу С1 під впливом стискаючого навантаження.

Як показано на рис. 11, максимальні деформації виникають в кістковому регенераті між кістковими фрагментами, бо цей елемент є більш «м’яким» у всіх моделях. При стискаючих навантаженнях моделей з внутрішньосуглобовим переломом дистального кінця стегнової кістки типу С1 фіксованих накістковою пластиною відносні деформації кісткового регенерату в верхній частині зони перелому становлять 0,5 %, у нижній — 0,3 %. При використанні АЗФ у верхній частині зони перелому відносні деформації дещо вищі і набувають значення 2 %, в нижній частині відносні деформації спостерігаються на тому ж рівні (0,3 %), як і при остеосинтезі накістковою пластиною (табл. 4).

Як показано в табл. 4, за критерієм величини відносних деформацій кісткового регенерату між фрагментами стегнової кістки в зоні внутрішньосуглобового перелому дистального кінця стегнової кістки типу С1 остеосинтез за допомогою АЗФ значно програє остеосинтезу накістковою пластиною при всіх видах навантаження.

На рис. 12 наведено картину розподілу величин відносних деформацій в моделях нижньої кінцівки з внутрішньосуглобовим переломом дистального кінця стегнової кістки типу С3 під впливом стискаючого навантаження.

При внутрішньосуглобових переломах дистального кінця стегнової кістки типу С3 при стискаючому навантаженні моделей нижньої кінцівки найбільші за величиною відносні деформації виникають у кістковому регенераті між фрагментами стегнової кістки в зоні перелому. Отже, характер впливу накісткової пластини та АЗФ на величини відносних деформацій значно змінюється. Так, при стискаючому навантаженні остеосинтез накістковою пластиною дає максимальне значення відносної деформації кісткового регенерату на рівні 3,0 % в верхній частині зони перелому. При віддаленні від верхнього краю зони перелому відносні деформації кісткового регенерату зменшуються і визначаються на рівні 2,5 % у середній частині та 0,5 % — у нижній.

Остеосинтез за допомогою АЗФ дозволяє обмежити максимальне значення відносних деформацій кісткового регенерату на рівні 2 % у верхній частині зони перелому, у середині — 1,8 %, у нижній частині — 1 % (табл. 5).

Дані табл. 5 засвідчують, що використання АЗФ для остеосинтезу дистального кінця стегнової кістки при його внутрішньосуглобових переломах типу С3 дозволяє отримати дещо менші величини відносної деформації кісткового регенерату між фрагментами стегнової кістки в зоні перелому.

Результати проведеного аналізу дозволяють говорити про те, що при внутрішньосуглобових переломах дистального кінця стегнової кістки типу С1 за критерієм величини максимальних напружень в кісткових фрагментах в зоні перелому остеосинтез накістковою пластиною та АЗФ працюють приблизно однаково з деякими особливостями при різних видах навантаження. Дані розбіжності пов’язані з різницею довжини важелів дії сил, які забезпечують гвинти та стрижні. За наявності перелому типу С3 АЗФ має переваги над накістковою пластиною, що підтверджується більш низьким рівнем напружень на кісткових фрагментах в зоні перелому.

За критерієм величини відносних деформацій кісткового регенерату між фрагментами стегнової кістки в зоні внутрішньосуглобового перелому дистального кінця стегнової кістки типу С1 остеосинтез за допомогою АЗФ значно програє остеосинтезу накістковою пластиною. Використання АЗФ для остеосинтезу дистального кінця стегнової кістки при його внутрішньосуглобових переломах типу С3 дозволяє отримати значно менші величини відносної деформації кісткового регенерату між фрагментами стегнової кістки в зоні перелому.

Висновки

1. При внутрішньосуглобових переломах дистального кінця стегнової кістки типу С1 остеосинтез накістковою пластиною показав кращі результати, ніж остеосинтез АЗФ. При приблизно однакових показниках величин напружень на кісткових фрагментах в зоні перелому пластина забезпечує меншу деформацію кісткового регенерату між уламками.

2. За наявності внутрішньосуглобових переломів дистального кінця стегнової кістки типу С3 перевагу має остеосинтез АЗФ, тому що при його використанні вдається ефективніше обмежити і рівень напружень в кісткових фрагментах, і рівень величин відносних деформацій кісткового регенерату між уламками.

Конфлікт інтересів. Автори заявляють про відсутність конфлікту інтересів та власної фінансової зацікавленості при підготовці даної статті.