КОМПЬЮТЕРНОЕ МОДЕЛИРОВАНИЕ И КОНСТРУИРОВАНИЕ СТЕРЖНЕВОГО АППАРАТА ВНЕШНЕЙ ФИКСАЦИИ ДЛЯ ОСТЕОСИНТЕЗА ВНЕСУСТАВНЫХ ПЕРЕЛОМОВ ПРОКСИМАЛЬНОГО ОТДЕЛА БЕДРЕННОЙ КОСТИ

На протяжении последних десятилетий наблюдается тенденция к увеличению количества переломов проксимального отдела бедренной кости, в основном у лиц пациентов пожилого и старческого возраста . Наружный чрескостный остеосинтез является эффективным методом лечения. Предложено множество методик и аппаратов внешней фиксации, которые различаются формой и конструкцией внешней опоры, но недостаточно детально исследовано влияние на важнейшее качество аппарата – прочность фиксации – расположение и количество стержней, а так же форма и компоновка внешней рамы . Также существует большое разнообразие методик исследования механических свойств аппаратов, что затрудняет сравнение результатов разных исследователей . На решение именно этих вопросов направлено настоящее исследование – компьютерное моделирование с использованием метода конечных элементов (МКЭ) .

Целью исследования явилось создание математической модели стержневого аппарата внешней фиксации (АВФ) с минимально необходимым количеством и диаметром костных стержней, секторов, соединительных резьбовых штанг с помощью программного комплекса MSC.Nastran, базирующегося на МКЭ. Определение влияния на смещение костных отломков отдельных элементов системы аппарата. На основе математической модели разработать и научно обосновать наиболее рациональные варианты чрескостного остеосинтеза стержневыми аппаратами внесуставных переломов проксимального отдела бедренной кости.

Материалы и методы. В эксперименте дистальный костный отломок моделировался трубчатым стержнем с наружным диаметром 20 мм, внутренним диаметром 14 мм, длиной 125 мм. Костные стержни имели диаметр 5 и 6 мм, количество конечных элементов соответственно 13-18. Сектора стальные R=87,5 мм, резьбовые штанги диаметром 6 мм. Дистальная подсистема состояла из 2 стальных секторов соединенные между собой двумя резьбовыми штангами и 3 костных стержней L=89,0–89,5 мм. Проксимальная подсистема двух стержневого аппарата представлена металлическим сектором, 2 стержней L=122,0 мм расположенных под углом 127°, что соответствует шеечно-диафизарному углу. Трехстержневая подсистема представлена 3 стержнями L=122,0 мм, один из которых проведён по шеечно-диафизарному углу. Проксимальная и дистальная подсистемы соединены тремя резьбовыми штангами. В моделях использовалось два типа материалов деформируемой среды: сталь (Е=190000 МПа, μ=0,27) и кость (Е=21000 МПа, μ=0,3) (Е – модуль упругости Юнга, μ – коэффициент поперечной деформации Пуассона). Закрепление стержней в костном отломке принималось жестким (жесткая заделка), на свободных концах стержней устанавливались жесткие опорные узлы.

Нагрузка прикладывалась на дистальный отдел бедренной кости. Проксимальный отдел, представленный частью большого вертела, шейки и головки бедра, фиксированный длинными стержнями проведенные под углом 127° по отношению к оси дистального фрагмента и имеет точку опоры на уровне верхней части головки. Смещение костных отломков определялось в «месте перелома» точка 34004. В качестве внешней нагрузки рассматривались три силовых фактора, равных по 500Н, действующих в пространственной системе координат X,Y,Z (ось Х направлена по продольной оси дистального костного отломка). В ходе исследования определялись линейные смещения центра тяжести сечения костного отломка в месте перелома (точка А) по осям X, Y, Z раздельно под действием каждого силового фактора. Возникающие при действии каждой силы деформации в месте перелома разложены на проекции по трём осям (X, Y, Z) (рис. 1).

Рис. 1. Аппараты внешней фиксации. А - двухстержневой, Б - трехстержневой с 3 штангами между проксимальной и дистальной подсистемой

Исследовано влияние отдельных элементов конструкции трехстержневого аппарата на его жесткость при поочередном введении параметров абсолютной жесткости элементов аппарата (принятых за 100 Е) (табл. 1). За 100% приняты смещения в исходной модели аппарата (сектора - стальные, стержни сталь 6 мм, 6 стальных штанг М6). Анализ результатов влияния отдельных элементов конструкции трехстержневого аппарата на его жесткость при поочередном введении параметров абсолютной жесткости элементов аппарата (принятых за 100 Е) показал, что если все части модели будут из материала 100Е, деформации уменьшаются на 99%. В первую очередь полное смещение костного отломка при воздействии силы равной 500Н зависит от жесткости стержней (40 %). При этом полное смещение костного отломка в месте перелома составляет 4,0 мм, при этих условиях смещение по оси X составляло 3,4 мм, по оси Y - 2,1 мм, а по оси Z -0,4 мм. На втором месте стоит влияние соединительных резьбовыхштанг и секторов на жесткость конструкции, что составляло примерно равные значения по 30 %. Введение третьей штанги в дистальной подсистеме приводило к повышению жесткости АВФ и уменьшает полное смещение на 0,8 мм. Если кость практически недеформируемая (при ее увеличении жесткости в 100Е) то она не оказывает влияния на жесткость фиксации костных отломков при данной конструкции АВФ. Позиция «rigid-rigid» иллюстрирует зависимость жесткости модели от затяжки соединений (17–21% при абсолютно жесткой фиксации стержней).

Проведена сравнительная оценка трехстержневой и двухстержневой проксимальной подсистемы АВФ. Полное смещение в месте перелома в трёхстержневой на 30 % меньше по отношению к двухстержневой подсистемой. Наибольшее смещение происходит по осям Y на 1,3 мм, а по оси X на 4,1 мм. Перемещение по оси Z в среднем меньше в 1,5 раз. Введение дополнительной (третьей) штанги в дистальной подсистеме трех стержневой компоновки проксимальной подсистемы приводит к уменьшению полного смещения костных отломков на 1,6 мм, при этом по оси Z снижается на 1,0 мм, по оси Y на 1,4 мм, а по оси X 1,7 мм (табл. 2).

Таблица 1. Смещение в месте перелома при поочередном введении параметров абсолютной жесткости элементов аппарата внешней фиксации

Таблица 2. Смещение в месте перелома двухстержневой и трёхстержневой систем

Учитывая прямую зависимость смещения костного отломка от силы воздействия, необходимо отметить, что каждые 10 килограмм нагрузки при трех стержневой проксимальной подсистеме АВФ лечения вертельных переломов при данных условиях эксперимента каждые 10 кг нагрузки сопровождаются смешением в 2 мм.

Исследовано влияние диаметра костных стержней на смещение костных отломков при лечении АВФ переломов проксимального отдела бедренной кости. При анализе полученных данных (таб. 3) необходимо отметить, что трехстержневая компоновка проксимальной подсистемы АВФ, предложенная для фиксации переломов проксимального отдела бедренной кости, с диаметром стержней 5 мм, является менее стабильной, чем со стержнями 6 мм и работает на достаточно высоких, но равноценных значениях от 9,2-10,0 мм при полнм смещении, и 7,8–8,9 мм по оси Х и равноценных величин по оси Y и Z от воздействия силы Fx=500 H.

Результаты и обсуждение. В результате проведённого анализа напряженно-деформированного состояния двухстержневого и трехстержневого аппаратов внешней фиксации установлено, что:

1. Оценка влияния отдельных элементов конструкции трех стержневого аппарата на его жесткость показала, что в первую очередь полное смещение зависит от жесткости костных стержней (40 %). Влияние жесткости соединительных штанг и секторов примерно равное (по 30 %).

2. Трехстержневая конструкция проксимальной подсистемы АВФ используемая для фиксации переломов проксимального отдела бедренной кости является более жесткой по сравнению с двухстержневой подсистемой. Полное смещение в месте перелома у трехстержневой подсистеме на 30% меньше чем у двухстержневой подсистеме. Наибольшее смещение происходит по осям Y и X. Перемещение по оси Z в среднем меньше в 1,5 раз.

3. Для трехстержневой конструкции проксимальной подсистемы АВФ при нагрузке на каждые 100 Н смещение составляет примерно 2 мм.

Таблица 3. Влияние диаметра костных стержней в трехстержневой системе аппарата внешней фиксации на смещение костных отломков

Результатом компьютерного моделирования стало создание оптимальной компоновки стержневых АВФ для лечения внесуставных переломов проксимального отдела бедренной кости.

Патент РФ на изобретение 23615535 «Способ лечения нестабильных оскольчатых внесуставных переломов проксимального отдела бедренной кости». В плоскости оси шейки бедренной кости по дуге Адамса из подвертельной области через прокол кожи через область перелома проводят костный спонгиозный стержень диаметром 6 мм таким образом, чтобы резьба была погружена в головку бедренной кости до субхондральной пластинки. Через большой вертел в головку бедренной кости через прокол кожи через область перелома проводим 2 костных спонгиозных стержня диаметром 6 мм в направлении снаружи внутрь сверху вниз сзади наперёд и снаружи внутрь сверху вниз спереди назад до субхондральной пластинки. Свободные концы стержней с помощью соединённых между собой двух кронштейнов фиксируют к проксимальному сектору рамы аппарата таким образом, чтобы основание представляло собой равносторонний треугольник, а пространственное расположение стержней образует две силовые пирамиды, расположенные в вертельной области и головке бедренной кости, вершины которых соединяются в проекции шейки бедренной кости. В проксимальную треть диафиза бедренной кости по латеральной поверхности под разными углами в разных плоскостях через прокол кожи по сформированному каналу вводят 3 костных кортикальных стержня диаметром 6 мм. Свободные концы стержней с помощью соединённых между собой двух кронштейнов фиксируют к дистальному сектору рамы аппарата.

Заключение. Компьютерное моделирование, используя метод конечных элементов, позволяет создать математическую модель стержневого АВФ. На основании математического анализа установлено, что для лечения пациентов с внесуставными переломами проксимального отдела бедренной кости рационально применение трехстержневой проксимальной подсистемы с перекрестным проведением стержней диаметром как 5 мм, так и 6 мм., дистальная подсистема должна компоноваться с использованием 3 стержней диаметром 6 мм., введение дополнительных штанг в дистальной подсистеме и между подсистемами приводит к уменьшению смещения костных отломков при нагрузке на оперированную конечность.