Інформація призначена тільки для фахівців сфери охорони здоров'я, осіб,
які мають вищу або середню спеціальну медичну освіту.

Підтвердіть, що Ви є фахівцем у сфері охорони здоров'я.

"Тrauma" Том 18, №4, 2017

Back to issue

Comparative analysis of the reliability of the fixation of pertrochanteric fractures using normal and elongated proximal femoral nail

Authors: Лазарев І.А.(1), Калашніков А.В.(1), Малик В.Д.(2), Скибан М.В.(1)
1 - ДУ «Інститут травматології та ортопедії НАМН України», м. Київ, Україна
2 - Полтавська обласна лікарня ім. М.В. Скліфосовського, м. Полтава, Україна

Categories: Traumatology and orthopedics

Sections: Clinical researches

print version


Summary

Актуальність. Проблема лікування хворих із навколосуглобовими переломами проксимального відділу стегнової кістки в наш час не може вважатися остаточно вирішеною. За даними різних авторів, їх частота становить від 20 до 53,3 % серед усього числа постраждалих з переломами стегна і виникають вони частіше у старечому віці (60 %), ніж у літньому (40 %). При лікуванні переломів проксимального відділу стегнової кістки широко впроваджуються малоінвазивні, малотравматичні технології застосування проксимального стегнового стрижня Troсhanteric Gamma Nail G 3 (Stryker), PFN A (Synthes), ChFN (ChM). Використовують як звичайний, так і подовжений варіант проксимального стегнового стрижня. Здійснюються спроби обґрунтування придатності механічних остеоімплантатів на основі імітаційного комп’ютерного моделювання, що відображають деякі аспекти поведінки системи «кістка — імплантат», з використанням методу скінченних елементів. У роботі шляхом імітаційного комп’ютерного моделювання досліджено поведінку біомеханічної системи «фіксатор — кістка» з визначенням її напружено-деформованого стану при застосуванні звичайного та подовженого проксимального стегнового стрижня (PFN), який забезпечує оптимальні біомеханічні та біологічні умови для зрощення черезвертлюгових переломів. Мета роботи. Порівняльний аналіз стабільності остеосинтезу кісткових фрагментів черезвертлюгових переломів стегнової кістки типу А2 та А3 із застосуванням звичайного та подовженого проксимального стегнового стрижня. Матеріали та методи. На основі аксіальних сканів спіральної комп’ютерної томографії моделей стегнової кістки за допомогою програмного пакета Mimics і Solid Works створено імітаційні 3-D-моделі проксимального відділу стегнової кістки з вертлюговими переломами типу А2 та А3 з їх фіксацією за допомогою звичайного та подовженого проксимального стегнового стрижня (PFN). Подальші розрахунки напружено-деформованого стану (НДС) методом скінченних елементів здійснювали у програмному середовищі ANSYS. Ключовими показниками для проведення порівняльного аналізу обрані отримані шляхом розрахунків значення НДС — інтенсивності напружень (за Мізисом) у фіксуючих конструкціях і в ділянці перелому та переміщення (Total Deformations) у площині перелому. Розрахунки НДС проводили для інтактної моделі та для кожного з типів переломів А2 та А3 із застосуванням для фіксації звичайного та подовженого проксимального стегнового стрижня без блокуючих гвинтів, з одним та двома блокуючими гвинтами. Результати. Подовжений стрижень забезпечує більш надійну фіксацію кісткових відламків стегнової кістки при обох типах переломів. Показники напружень на кістки та фіксатори значно знижуються, а навантаження на біомеханічну конструкцію «кістка — фіксатор» розподіляються між усіма елементами моделі більш рівномірно, не створюючи локальних концентраторів напружень та не перевищуючи межі міцності матеріалу. Переміщення по площині перелому при подовженому стрижні зменшуються приблизно в 10 разів для всіх комбінацій «перелом/фіксатор». Варіювання кількістю блокуючих гвинтів при остеосинтезі проксимальним стегновим стрижнем змінює характер поведінки біомеханічної конструкції «кістка — фіксатор». Застосування одного або двох блокуючих гвинтів викликає незначне зростання показників напружень по площині перелому при переломі типу А2 та їх зменшення при переломі типу А3. Але зміна напружень є незначною, більш важливим моментом є те, що при додаванні блокуючих гвинтів переміщення по площині перелому зменшуються для переломів як типу А2, так і типу А3, що свідчить про надійнішу фіксацію відламків і більш стабільний остеосинтез. Висновки. За даними комп’ютерного моделювання обидва варіанти PFN забезпечують достатню фіксацію відламків і стабільність остеосинтезу при хірургічному лікуванні черезвертлюгових переломів типу А2 та А3. Застосування подовженого PFN-стрижня забезпечує більш надійну фіксацію кісткових фрагментів порівняно зі звичайним стрижнем PFN при черезвертлюгових переломах стегнової кістки типу А2 та А3 та не залежить від кількості застосованих блокуючих гвинтів. Проведене дослідження дозволить визначити диференційований підхід до лікування осіб із черезвертлюговими переломами стегнової кістки, покращить ефективність надання медичної допомоги цій тяжкій категорії хворих.

Актуальность. Проблема лечения больных с околосуставными переломами проксимального отдела бедренной кости в настоящее время не может считаться окончательно решенной. По данным различных авторов, частота их составляет от 20 до 53,3 % среди всего числа пострадавших с переломами бедра, и возникают они чаще в старческом возрасте (60 %), чем в пожилом (40 %). При лечении переломов проксимального отдела бедренной кости широко внедряются малоинвазивные, малотравматичные технологии применения проксимального бедренного стержня Troсhanteric Gamma Nail G 3 (Stryker), PFN A (Synthes), ChFN (ChM). Используют как обычный, так и удлиненный вариант проксимального бедренного стержня. Осуществляются попытки обоснования пригодности механических остеоимплантатов на основе имитационного компьютерного моделирования, отражающие некоторые аспекты поведения системы «кость — имплантат», с использованием метода конечных элементов. В работе путем имитационного компьютерного моделирования исследовано поведение биомеханической системы «фиксатор — кость» с определением ее напряженно-деформированного состояния при применении обычного и удлиненного проксимального бедренного стержня (PFN), который обеспечивает оптимальные биомеханические и биологические условия для сращивания чрезвертельных переломов. Цель работы. Сравнительный анализ стабильности остеосинтеза костных фрагментов чрезвертельных переломов бедренной кости типа А2 и А3 с применением обычного и удлиненного проксимального бедренного стержня.
Материалы и методы. На основе аксиальных сканов спиральной компьютерной томографии моделей бедренной кости с помощью программного пакета Mimics и Solid Works созданы имитационные 3-D-модели проксимального отдела бедренной кости с чрезвертельными переломами типа А2 и А3 с их фиксацией при помощи обычного и удлиненного проксимального бедренного стержня (PFN). Дальнейшие расчеты напряженно-деформированного состояния (НДС) методом конечных элементов осуществляли в программной среде ANSYS. Ключевыми показателями для проведения сравнительного анализа выбраны полученные путем расчетов значения НДС — интенсивности напряжений (по Мизису) в фиксирующих конструкциях и зоне перелома, а также перемещения (Total Deformations) в плоскости перелома. Расчеты НДС проводили для интактной модели и для каждого из типов переломов А2 и А3 с применением для фиксации обычного и удлиненного проксимального бедренного стержня без блокирующих винтов, с одним и двумя блокирующими винтами. Результаты. Удлиненный стержень обеспечивает более надежную фиксацию костных отломков бедренной кости при обоих типах переломов. Характеристики напряжений на кости и фиксаторе значительно снижаются, а нагрузка на биомеханическую конструкцию «кость — фиксатор» распределяются между всеми элементами модели более равномерно, не создавая локальных концентраторов напряжений и не превышая предела прочности материала. Перемещения по плоскости перелома при фиксации удлиненным стержнем уменьшаются примерно в 10 раз для всех комбинаций «перелом/фиксатор». Варьирование количеством блокирующих винтов при остеосинтезе проксимальным бедренным стержнем меняет характер поведения биомеханической конструкции «кость — фиксатор». Применение одного или двух блокирующих винтов вызывает незначительный рост показателей напряжений по плоскости перелома при переломе типа А2 и их уменьшение при переломе типа А3. Изменение напряжений незначительно, более важным моментом является то, что при добавлении блокирующих винтов перемещения по плоскости перелома уменьшаются для переломов как типа А2, так и типа А3, что свидетельствует о надежности фиксации отломков и более стабильном остеосинтезе. Выводы. По данным компьютерного моделирования оба варианта PFN обеспечивают достаточную фиксацию отломков и стабильность остео-синтеза при хирургическом лечении чрезвертельных переломов типа А2 и А3. Применение удлиненного PFN стержня обеспечивает более надежную фиксацию костных фрагментов по сравнению с обычным стержнем PFN при чрезвертельных переломах типа А2 и А3 и не зависит от количества примененных блокирующих винтов. Проведенное исследование позволит определить дифференцированный подход к лечению лиц с чрезвертельными переломами бедренной кости, улучшит эффективность оказания медицинской помощи этой тяжелой категории больных.

Background. The problem of treating patients with periarticular fractures of the proximal femur currently can not be completely solved. According to various authors, their incidence ranges from 20 to 53.3 % of the total number of injuries in hip fractures, and they occur more often in the senile age (60 %) than in the elderly (40 %). The surgical treatment of the proximal femur fractures with minimally invasive, low-traumatic technologies using proximal fe-moral nail — Trochanteric Gamma Nail G3 (Stryker), PFN A (Synthes), ChFN (ChM) is common. Both conventional and elongated versions of the proximal femoral nail (PFN) are used. Efforts are being made to substantiate the suitability of mechanical osteoimplants based on computer modeling, reflecting some aspects of the behavior of the bone-implant system, using the finite element method (FEM). The behavior of the fixator-bone biomechanical system was studied using computer simulation. The stress-strain state was determined for models with the conventional and elongated PFN, which provides optimal biomechanical and biological conditions for the pertrochanteric fractures healing. Materials and methods. The comparative analysis of the bone fragments stability in osteosynthesis of pertrochanteric fractures types A2/A3 was done using conventional and elongated proximal femoral screw. Results. The elongated PFN provides more reliable fixation of bone fragments in both types of
A2/A3 fractures. The characteristics of the stresses on the bone and the fixator are significantly reduced. The loads on the bone-fixator biomechanical system are distributed more evenly among all elements of the model, without creating local stress concentrators and not exceeding the strength limit of the material. The movements along the fracture plane are reduced approximately 10 times for all fracture/fixation combinations when fixed by an elongated PFN. Varying the number of blocking screws in the PFN osteosynthesis changes the behavior of the bone-fixator biomechanical system. The use of 1 or 2 locking screws causes a slight stresses increase in the fracture plane for type A2 fracture and a decrease in type A3 fracture. The changes in stress are insignificant, the more important point is that the addition of locking screws leads to a decrease in displacements along the fracture plane in both A2 and A3 fractures, which indicates the reliability of fragment fixation and more stable osteosynthesis. Conclusions. According to computer modeling data, both variants of PFN provide sufficient fixation of fragments and stability of osteosynthesis in the surgical treatment of pertrochanteric fractures A2/A3 types. The use of an elongated PFN provides more reliable fixation of bone fragments in comparison with the conventional PFN for pertrochanteric fractures A2/A3 types, and does not depend on the number of blocking screws used. The study allows to determine a differentiated approach to the treatment of patients with pertrochanteric fractures of the proximal femur, to improve the effectiveness of medical care for this severe category of patients.


Keywords

черезвертлюгові переломи; інтрамедулярний блокований стрижень; проксимальний стегновий стрижень; біомеханічне моделювання; метод скінченних елементів

чрезвертельные переломы; интрамедуллярные блокирующие стержни; проксимальный бедренный стержень; биомеханическое моделирование; метод конечных элементов

pertrochanteric fractures; intramedullar blocked rods; proximal femoral nail; biomechanical modeling; finite elements method

Вступ

Проблема лікування хворих із навколосуглобовими переломами стегнової кістки в наш час не може вважатися остаточно вирішеною. Всі аспекти цієї проблеми — вибір консервативного або оперативного підходу до ведення хворих, тактика втручання — відкрита або закрита репозиція відламків, перевага застосування остеометалосинтезу або ендопротезування кульшового суглоба — активно дискутуються у вітчизняній і зарубіжній літературі. Великий інтерес до вивчення і лікування переломів проксимального відділу стегнової кістки обумовлений насамперед тим, що, за даними різних авторів, їх частота на сьогодні становить від 9 до 45 % в структурі всіх ушкоджень опорно-рухової системи у хворих старших вікових груп [2, 5, 7, 13, 14]. При цьому навколосуглобові переломи проксимального відділу стегнової кістки становлять від 20 до 53,3 % серед усього числа постраждалих із переломами стегна та виникають частіше у старечому віці (60 %), ніж у літньому (40 %) [9, 15]. Останніми роками через «постаріння» населення наростає питома вага осіб похилого та старечого віку і, відповідно, збільшується число осіб із переломами проксимального відділу стегнової кістки [10]. У той же час деякими дослідниками відзначається чітка тенденція до «омолодження» даної групи переломів. Первинна інвалідність внаслідок травм і захворювань кістково-м’язової системи за останні 10 років зросла майже на 20 % з тенденцією омолодження віку хворих і вийшла на третє місце після хвороб органів кровообігу та злоякісних новоутворень, що свідчить про зростаючу соціально-економічну значущість проблеми [12].
Сьогодні в розвинутих країнах світу при лікуванні переломів проксимального відділу стегнової кістки широко впроваджуються малоінвазивні, малотравматичні технології застосування проксимального стегнового стрижня Troсhanteric Gamma Nail G 3 (Stryker), PFN A (Synthes), ChFN (ChM). Ця методика оперативного лікування переломів довгих кісток застосовується у 60–70 % хворих [1, 8] і дозволяє на відміну від ендопротезування в більшості випадків зберегти функцію травмованого кульшового суглоба. Натепер використовують як звичайний, так і подовжений варіант проксимального стегнового стрижня. Аналізуючи літературні джерела, ми не знайшли даних щодо переваг міцності фіксації того чи іншого варіанта імплантатів.
Загальновідомою класифікацією черезвертлюгових переломів стегнової кістки є класифікація Асоціації остеосинтезу (АО) [11], в якій автори виділяють вертикально нестабільний, але стабільний у горизонтальній площині перелом типу А1, нестабільний у вертикальній і горизонтальній площинах перелом типу А2 та нестабільний у горизонтальній площині та стабільний у вертикальній площині перелом типу А3.
З моменту появи і впровадження в медичну практику перших остеоімплантатів і до недавнього минулого перевірка їх біомеханічних властивостей здійснювалася суто на підставі натурних біомеханічних досліджень та результатів клінічної практики. Великою мірою ця тенденція збереглася й донині. Дослідні зразки ім-плантатів випробовуються при різних навантаженнях на кадаверному кістковому матеріалі з подальшим впровадженням отриманих результатів експериментів в лікувальну практику. Механічні випробування належать до руйнівних методів контролю, що вимагає значних матеріальних ресурсів і займає багато часу. При цьому кадаверний кістковий матеріал значно поступається рівню фізико-механічних властивостей живої тканини. Прямі механічні дослідження вивчення інтерактивної поведінки біомеханічної системи «кістка ім–плантат» достатньо складні та малоінформативні через асиметричну геометрію кісткової тканини. Це унеможливлює точно визначити питомі навантаження, як за довжиною, так і в перерізі, а також відтворити складно-напружену схему одночасних деформацій (стиснення, кручення, згин, розтяг), що знижує економічну та соціальну ефективність таких досліджень [3].
Водночас здійснюються спроби обґрунтування придатності механічних остеоімплантатів на підставі імітаційного комп’ютерного моделювання, що відображають деякі аспекти поведінки системи «кістка — імплантат», з використанням програмних реалізацій чисельних методів, наприклад, методу скінченних елементів (МСЕ). Переваги такого підходу очевидні: на підставі результатів розрахунку можна досліджувати та прогнозувати поведінку остеоімплантата та його взає-модію з кісткою і тим самим відмовитися від подальшого розгляду очевидно безперспективних конструкцій; з’являється можливість корегувати або змінювати форму компонентів імплантату для поліпшення його функціональності; відпадає потреба в проведенні численних експериментів на тваринах; суттєво знижується вартість, скорочується час розробки конструкції імплантату; на підставі розподілу деформуючих напружень можливе точне прогнозування віддалених результатів [6].
У роботі шляхом імітаційного комп’ютерного моделювання досліджено поведінку біомеханічної системи «фіксатор — кістка» з визначенням її напружено-деформованого стану при застосуванні звичайного та подовженого проксимального стегнового стрижня (PFN), який забезпечує оптимальні біомеханічні та біологічні умови для зрощення черезвертлюгових переломів. 
Мета роботи. Порівняльний аналіз стабільності остеосинтезу кісткових фрагментів черезвертлюгових переломів стегнової кістки типу А2 та А3 із застосуванням звичайного та подовженого проксимального стегнового стрижня.

Матеріали та методи

Для проведення порівняльного аналізу надійності фіксації кісткових відламків при вертлюгових переломах стегнової кістки типу А2 та А3 за класифікацією АО використовували макет стегнової кістки, в який імплантовано фіксуючі елементи. Для фіксації відламків застосовували звичайний та подовжений PFN, який забезпечує оптимальні біомеханічні та біологічні умови для зрощення переломів (рис. 1).
На підставі аксіальних сканів спіральної комп’ю-терної томографії моделей стегнової кістки, отриманих на комп’ютерному томографі Toshiba Asteion Super 4 (Японія), за допомогою програмного пакета Mimics в автоматичному та напівавтоматичному режимах відтворено просторову геометрію проксимального відділу стегнової кістки (рис. 2).
Моделі в полілініях імпортовано у середовище Solid Works, де за допомогою відповідних інструментів створено імітаційні 3D-моделі проксимального відділу стегнової кістки (рис. 3) з вертлюговими переломами типу А2 та А3 з їх фіксацією за допомогою проксимального стегнового стрижня.
Для усіх елементів фіксатора використовувався титан ВТ-6, фізичні властивості якого отримували з його технічної документації. Фізичні властивості кісткової тканини отримані з літературних джерел [3, 6] (табл. 1).
Подальші розрахунки здійснювали за МСЕ — чисельним методом рішення крайових задач механіки суцільних середовищ, з використанням програмно-комп’ютерного комплексу. Для проведення розрахунків напружено-деформованого стану (НДС) за МСЕ моделі імпортовано у програму ANSYS [4]. На наступному етапі визначали в’язко-пружні (ізотропні) механічні властивості, контактний зв’язок між усіма елементами біомеханічної конструкції та завдавали початкові та граничні умови закріплення й навантаження (рис. 4). За навантаження моделі вважають дію перерахованої маси тіла F = 750 Н (для середньостатистичної маси тіла людини 75 кг у положенні стоячи на одній нозі). В напівавтоматичному режимі згенеровано скінченно-елементну сітку, що налічувала 314 511 вузлів та 181 741 елемент. Для більш точних розрахунків сітка в ділянках контактів згущена.
Ключовими показниками для проведення порівняльного аналізу обрані отримані шляхом розрахунків значення НДС — інтенсивності напружень (за Мізисом) у фіксуючих конструкціях і в ділянці перелому та переміщення (Total Deformations) у площині перелому. 
У розрахунок введено умову, за якої при введенні титанових гвинтів кісткова тканина не зминається, а гвинт лише фіксує відламок від переміщень.
Через те, що межі міцності кісткової тканини індивідуально варіюють, нами прийнято порогове значення для кортикального шару стегнової кістки — 25 МРа, для губчастого — 4,5 МРа.
З метою забезпечення міцності елементів фіксації відламків у ділянці перелому для титану ВТ-6 за граничні показники прийнято значення напружень, які не перевищують 590 МРа. 
Розв’язок задачі за аналогією із задачами механіки суцільного середовища зводили до рішення системи диференціальних рівнянь з граничними умовами та розв’язку задачі з мінімізацію функціоналу. Як умови конкретизуючого розв’язку крайової задачі сформульовано граничні умови, що характеризують взаємодію досліджуваного тіла із зовнішнім середовищем. Напружений стан у будь-якій точці тіла біомеханічної конструкції охарактеризовано тензором напружень:
де σхх, σyy, σzz — нормальні напруження, τxy, τxz, τzy…  — дотичні напруження.
У силу парності дотичних напружень (σij =  σij , i ≠ j) тензор напружень є симетричним.
Деформований стан твердого тіла біомеханічної конструкції охарактеризовано тензором деформацій:
де εхх, εyy, εzz характеризують відносні подовження, εхх, εyy, εzz... — деформації зсуву (кутові деформації).
Розрахунки НДС за МСЕ проводили для інтактної моделі та для кожного з типів переломів А2 та А3 із застосуванням для фіксації звичайного та подовженого проксимального стегнового стрижня без блокуючих гвинтів з одним та двома блокуючими гвинтами. 
Результати та обговорення
Результати розрахунків НДС моделей вертлюгових переломів стегнової кістки типу А2 подані на рис. 5, де маркерами виділені значення напружень у найбільш значущих місцях (у кожній ділянці визначався найбільш навантажений елемент).
Максимальні напруження на моделі з переломом типу А2 при фіксації звичайним проксимальним стегновим стрижнем без блокуючих гвинтів у круглому й овальному отворах зосереджені в площині перелому з показниками 23,41 МРа і мають локальний характер. У зв’язку з наявністю концентраторів напружень у зоні перелому губчастої кістки з перевищенням її межі міцності в цій ділянці можливе крайове зминання кісткової тканини. На фіксуючих елементах максимальні напруження зосереджені навколо круглого отвору дистального кінця стегнового стрижня з показниками 218,77 МРа та на перших двох витках різьби верхнього шийкового гвинта з показниками 90,8 МРа, що в обох локалізаціях не перевищує допустимих значень. Максимальні значення переміщень (Total Deformation) по площині перелому при даному варіанті фіксації становили 2,29 мм.
Максимальні напруження на моделі з переломом типу А2 при фіксації подовженим проксимальним стегновим стрижнем без блокуючих гвинтів у круглому й овальному отворах зосереджені на стегновій кістці на межі в/3 та с/3 діафіза стегнової кістки по внутрішній її поверхні з показником 6,46 МРа та в площині перелому на вертлюговій ділянці з показником 5,81 МРа. На фіксуючих елементах максимальні напруження зосереджені на витках верхнього шийкового гвинта з показником 24,02 МРа, в отворі стрижня навколо нижнього проксимального гвинта з показником 10,34 МРа та на стрижні, у проекції межі в/3 та с/3 діафіза стегнової кістки, з показником 20,97 МРа, що в усіх локалізаціях не перевищує допустимих значень міцності матеріалу. Максимальне значення переміщень (Total Deformation) по площині перелому при даному варіанті фіксації становило 0,23 мм. 
Максимальні напруження на моделі з переломом типу А2 при фіксації звичайним проксимальним стегновим стрижнем з одним блокуючим гвинтом у овальному отворі проксимального стегнового стрижня зосереджені у площині перелому на вертлюговій ділянці з показником 16,03 МРа і мають локальний характер. Через наявність концентраторів напружень в зоні перелому губчастої кістки з перевищенням її межі міцності у цій ділянці можливе крайове зминання кісткової тканини. На фіксуючих елементах максимальні напруження зосереджені на перших двох витках різьби обох шийкових гвинтів з показниками 98,5 та 86,3 МРа, а також навколо овального отвору проксимального стегнового стрижня з показником 32,3 МРа, що в обох локалізаціях не перевищує допустимих значень міцності матеріалів. Максимальне значення переміщень (Total Deformation) по площині перелому при даному варіанті фіксації становило 2,21 мм.
Максимальні напруження на моделі з переломом типу А2 при фіксації подовженим проксимальним стегновим стрижнем з одним блокуючим гвинтом зосереджені саме на фіксаторі, в овальному отворі навколо гвинта, з показником 34,45 МРа і мають локальний характер. На стегновій кістці максимальні напруження локалізовані на межі в/3 та с/3 діафіза стегнової кістки по внутрішній її поверхні з показником 8,77 МРа. В площині перелому на вертлюговій ділянці значення напружень з показником 5,91 МРа мають локальний характер. На фіксуючих елементах максимальні напруження зосередженні під шляпкою на блокуючому гвинті в овальному отворі з показником 13,94 МРа, в отворі стрижня під нижнім шийковим гвинтом — з показником 15,04 МРа, а також саме на нижньому шийковому гвинті в отворі стрижня — з показником 16,46 МРа, що в усіх цих локалізаціях не перевищує допустимих значень міцності матеріалів. Максимальне значення переміщень (Total Deformation) по площині перелому при даному варіанті фіксації становило 0,23 мм.
Максимальні напруження на моделі з переломом типу А2 при фіксації звичайним проксимальним стегновим стрижнем з двома блокуючими гвинтами в отворах проксимального стегнового стрижня зосереджені на діафізі стегнової кістки в отворі блокуючого гвинта, який уведено в овальний отвір проксимального стегнового стрижня з показником 17,71 МРа. Ці напруження мають локальний характер без перевищення межі міцності кортикальної кістки. На фіксуючих елементах максимальні напруження зосереджені на голівці блокуючого гвинта, який уведений у круглий отвір проксимального стегнового стрижня з показником 197,46 МРа та на перших двох витках різьби обох шийкових гвинтів з показниками 62,36 та 72,96 МРа, а також навколо овального отвору проксимального стегнового стрижня з показником 34,57 МРа, що в усіх локалізаціях не перевищує допустимих значень міцності матеріалів. Максимальне значення переміщень (Total Deformation) по площині перелому при даному варіанті фіксації становило 2,16 мм.
Максимальні напруження на моделі з переломом типу А2 при фіксації подовженим проксимальним стегновим стрижнем з двома блокуючими гвинтами зосереджені саме на фіксаторі, в круглому отворі навколо блокуючого гвинта, з показником 47,15 MPa і мають локальний характер. На стегновій кістці максимальні напруження локалізовані в круглому отворі блокуючого гвинта з показником 9,43 МРа та в площині перелому у передньомедіальній зоні шийки — із значенням 6,82 МРа, маючи локальний характер. На фіксуючих елементах максимальні напруження зосередженні під шляпкою блокуючого гвинта в круглому отворі з показником 14,53 МРа, в отворі стрижня під нижній шийковий гвинт — з показником 21,24 МРа, що в усіх цих локалізаціях не перевищує допустимих значень міцності матеріалів. Максимальне значення переміщень (Total Deformation) по площині перелому при даному варіанті фіксації становило 0,215 мм (рис. 5).
Результати розрахунків НДС моделей вертлюгових переломів стегнової кістки типу А3 наведені на рис. 6, де маркерами виділені значення напружень у найбільш значущих місцях (у кожній ділянці визначався найбільш навантажений елемент).
Максимальні напруження на моделі з переломом типу А3 при фіксації звичайним проксимальним стегновим стрижнем без блокуючих гвинтів зосереджені в зоні підвертлюгового перелому стегнової кістки з показником 16,49 МРа і мають локальний характер. У зв’язку з наявністю концентраторів напружень у зоні перелому губчастої кістки з перевищенням її межі міцності у цій ділянці можливе крайове зминання кісткової тканини. На фіксуючих елементах максимальні напруження зосередженні навколо круглого та овального отворів проксимального стегнового стрижня з показниками 231,53 та 31,13 МРа, а також на перших двох витках різьби обох шийкових гвинтів з показниками 112,43 та 75,28 МРа, що в усіх локалізаціях не перевищують допустимих значень міцності матеріалів. Максимальне значення переміщень (Total Deformation) по площині перелому при даному варіанті фіксації становило 1,63 мм.
Максимальні напруження на моделі з переломом типу А3 при фіксації подовженим проксимальним стегновим стрижнем без блокуючих гвинтів у круглому й овальному отворах зосереджені на стегновій кістці у кістковому отворі нижнього шийкового гвинта з показником 8,95 МРа. В площині перелому максимальні значення напружень локалізовані в передньомедіальній ділянці шийки — 4,22 МРа. На фіксуючих елементах максимальні значення напружень локалізовані на стрижні в ділянці перелому стегнової кістки з показником 89,82 МРа та в отворі нижнього проксимального (шийкового) гвинта — з показником 49,82 МРа. На нижньому проксимальному (шийковому) гвинті максимальні напруження локалізовані в отворі стрижня — 24,98 МРа. В усіх локалізаціях значення напружень не перевищують допустимих значень міцності матеріалу. Максимальне значення переміщень (Total Deformation) по площині перелому при даному варіанті фіксації становило 0,15 мм.
Максимальні напруження на моделі з переломом типу А3 при фіксації звичайним проксимальним стегновим стрижнем з одним блокуючим гвинтом у овальному отворі фіксатора зосереджені на фіксуючих елементах — перших двох витках різьби верхнього шийкового гвинта з показником 112,31 МРа, а також навколо овального отвора проксимального стегнового стрижня з показником 26,58 МРа, що не перевищує допустимих значень міцності матеріалів. На стегновій кістці напруження зосереджені на діафізі навколо блокуючого гвинта з показником 11,25 МРа та у зоні підвертлюгового перелому з показником 7,14 МРа і мають локальний характер. У зв’язку з наявністю концентраторів напружень у зоні перелому губчастої кістки з перевищенням її межі міцності у цій ділянці можливе крайове зминання кісткової тканини. Максимальне значення переміщень (Total Deformation) по площині перелому при данному варіанті фіксації становило 1,58 мм.
Максимальні напруження на моделі з переломом типу А3 при фіксації подовженим проксимальним стегновим стрижнем з одним блокуючим гвинтом зосереджені саме на фіксаторі, в овальному отворі навколо блокуючого гвинта, з показником 34,85 МРа та в отворі нижнього проксимального (шийкового) гвинта — з показником 33,44 МРа, мають локальний характер. На стегновій кістці максимальні значення напружень локалізовані у кістковому отворі нижнього (шийкового) гвинта з показником 10,62 МРа. В площині перелому напруження локалізовані у передньомедіальній ділянці шийки з показником 4,23 МРа. На фіксуючих елементах максимальні напруження зосереджені на нижньому шийковому гвинті в отворі стрижня — 24,99 МРа та під шляпкою на блокуючому гвинті в овальному отворі — з показником 13,92 МРа. В усіх локалізаціях значення напружень не перевищує допустимих значень міцності матеріалу. Максимальне значення переміщень (Total Deformation) по площині перелому при даному варіанті фіксації становило 0,15 мм.
Максимальні напруження на моделі з переломом типу А3 при фіксації звичайним проксимальним стегновим стрижнем з двома блокуючими гвинтами у круглому й овальному отворах фіксатора зосереджені навколо гвинта, введеного в овальний отвір з показником 17,24 МРа та у площині підвертлюгового перелому стегнової кістки — з показником 13,91 МРа, які мають локальний характер. Через наявність концентраторів напружень в зоні перелому губчастої кістки з перевищенням її межі міцності у цій ділянці можливе крайове зминання кісткової тканини. На фіксуючих елементах максимальні напруження зосереджені навколо овального отвора проксимального стегнового стрижня з показником 205,11 МРа та на перших двох витках різьби верхнього шийкового гвинта — з показником 60,09 МРа, що не перевищує допустимих значень міцності матеріалів. Максимальне значення переміщень (Total Deformation) по площині перелому при даному варіанті фіксації становило 1,56 мм.
Максимальні напруження на моделі з переломом типу А3 при фіксації подовженим проксимальним стегновим стрижнем з двома блокуючими гвинтами зосереджені саме на фіксаторі, в круглому отворі навколо блокуючого гвинта, з показником 47,13 МРа та в отворі нижнього шийкового гвинта з показником 32,43 МРа. Мають локальний характер. На стегновій кістці максимальні значення напружень локалізовані у кістковому отворі навколо нижнього шийкового гвинта з показником 11,2 МРа. В площині перелому напруження локалізовані у кістковому каналі навколо стрижня з показником 3,81 МРа. На фіксуючих елементах максимальні напруження зосереджені на нижньому шийковому гвинті в отворі стрижня — 25,68 МРа та під шляпкою на блокуючому гвинті в круглому отворі — з показником 15,72 МРа. В усіх локалізаціях значення напружень не перевищувало допустимих значень міцності матеріалу. Максимальне значення переміщень (Total Deformation) по площині перелому при даному варіанті фіксації становило 0,14 мм (рис. 6).
За результатами табл. 2 та рис. 7–9, варіювання кількістю блокуючих гвинтів при остеосинтезі проксимальним стегновим стрижнем змінює характер поведінки біомеханічної конструкції «кістка — фіксатор». Застосування одного або двох блокуючих гвинтів викликає незначне зростання показників напружень по площині перелому при переломі типу А2 та їх зменшення при переломі типу А3. Але зміна напружень є незначною, більш важливим моментом є те, що при додаванні блокуючих гвинтів переміщення по площині перелому зменшуються для переломів як типу А2, так і типу А3, що свідчить про надійнішу фіксацію відламків та більш стабільний остеосинтез.
За результатами розрахунків НДС моделей вертлюгових переломів стегнової кістки типу А2 та А3 за класифікацією АО можна стверджувати, що подовжений стрижень забезпечує більш надійну фіксацію кісткових відламків стегнової кістки при обох типах переломів. При цьому напруження і на стрижні, і на стегновій кістці при обох варіантах стрижня не перевищує допустимих значень.
За даними табл. 3 можна спостерігати, як у відсотках відбувається перерозподіл навантажень між кісткою та елементами фіксації при застосуванні звичайного та подовженого стрижня. У випадку застосування подовженого стрижня показники напружень на кістці та фіксаторі значно знижуються, а навантаження на біомеханічну конструкцію «кістка — фіксатор» розподіляються між усіма елементами моделі більш рівномірно, не створюючи локальних концентраторів напружень та не перевищуючи межі міцності матеріалу.
За даними табл. 4, переміщення по площині перелому при подовженому стрижні зменшуються приблизно в 10 разів для всіх комбінацій «перелом/фіксатор». 
Порівняльний аналіз надійності фіксації відламків переломів проксимального відділу стегнової кістки типу А2 із застосуванням звичайного та подовженого проксимального стегнового стрижня (без блокуючих гвинтів, з одним та двома блокуючими гвинтами) за показником загальних переміщень (Total Deformation) по площині перелому, при різних рівнях навантаження кінцівки (0,5; 1,0; 1,5; 2,0 маси тіла) подано на графіках (рис. 10).
Порівняльний аналіз надійності фіксації відламків переломів проксимального відділу стегнової кістки типу А3 із застосуванням звичайного та подовженого проксимального стегнового стрижня (без блокуючих гвинтів, з одним та двома блокуючими гвинтами) за показником загальних переміщень (Total Deformation) по площині перелому, при різних рівнях навантаження кінцівки (0,5; 1,0; 1,5; 2,0 маси тіла) наведено на графіках (рис. 11).

Висновки

1. Комп’ютерне моделювання біомеханічної системи «фіксатор — кістка» з визначенням її НДС при застосуванні звичайного та подовженого проксимального стегнового стрижня (PFN) виявило, що обидва варіанти PFN забезпечують достатню фіксацію відламків та стабільність остеосинтезу при оперативному лікуванні черезвертлюгових переломів типу А2 та А3.
2. Застосування подовженого PFN-стрижня забезпечує більш надійну фіксацію кісткових фрагментів порівняно зі звичайним стрижнем PFN при черезвертлюгових переломах стегнової кістки типу А2 та А3 і не залежить від кількості застосованих блокованих гвинтів. 
3. Проведене дослідження дозволить визначити диференційований підхід до лікування осіб із черезвертлюговими переломами стегнової кістки, покращить ефективність надання медичної допомоги цій тяжкій категорії хворих.
Конфлікт інтересів. Автори заявляють про відсутність конфлікту інтересів при підготовці даної статті.

Bibliography

1. Абдулхабиров М.А. Блокирующий итрамедуллярный остеосинтез / М.А. Абдулхабиров. — Мат-лы междунар. конгресса «Травматология и ортопедия: современность и будущее». — М., 2003. — С. 193-194.
2. Барабаш А.П. Сравнительная характеристика линейных перемещений отломков проксимального отдела бедренной кости при чрескостной фиксации / А.П. Барабаш, А.Г. Русанов, О.А. Кауц // Саратовский научно-медицинский журнал. — 2009. — № 3. — С. 399-403.
3. Боев В.Д. Компьютерное моделирование / В.Д. Боев, Р.П. Сыпченко. — М.: ИНТУИТ. РУ, 2010. — 349 с.
4. Компьютерное моделирование в инженерной практике / А.А. Алямовский, А.А. Собачкин, Б.В. Одинцов. А.И. Харитонович, Н.Б. Пономарев. — СПб.: БХВ Петербург, 2008. — 1040 с.
5. Корнилов Н.В. Травматология и ортопедия: Рук-во для врачей / Н.В. Корнилова, Э.Г. Грязнухина. — СПб.: Гиппократ, 2004. — Т. 3. — 896 с.
6. Королев А.Л. Компьютерное моделирование / А.Л. Королев. — М.: Бином. Лаборатория знаний, 2010. — 232 с.
7. Котельникова Г.П. Травматология: Национальное рук-во / Г.П. Котельникова, С.П. Миронова. — М.: ГЭОТАР-Медиа, 2008. — 808 с.
8. Лазарев А.Ф. Новые подходы к лечению переломов проксимального отдела бедренной кости / А.Ф. Лазарев // Вестник травматологии и ортопедии. — 2004. — № 1. — С. 27-31.
9. Рафаелян А.В. Перспективы аппаратного лечения переломов проксимального отдела бедра / А.В. Рафаелян // Вестник травматологии и ортопедии. — 2006. — № 4. — С. 24-28.
10. Результаты остеосинтеза переломов проксимального отдела бедренной кости у пациентов старшей возрастной группы в Хабаровском крае / А.Г. Рыков, В.С. Гороховский, Д.Д. Дьяков и др. // Дальневосточный медицинский журнал. — 2009. — № 1. — С. 32-34.
11. Руководство по внутреннему остеосинтезу / М.Е. Мюллер, М. Алльговер, Р. Шнайдер, Х.М. Вилленгер. — Спрингер-Верлаг, 1996. — 750 с.
12. Чрескостный остеосинтез при переломах вертельной области бедренной кости / С.П. Миронов. А.И. Городниченко., О.Н. Усков, Г.В. Сорокин // Вестник травматологии и ортопедии им. Н.Н. Приорова. — 2002. — № 4. — С. 13-17.
13. Astrand J. One fracture is enough experience with a prospective and consecutive osteoporosis screening program with 239 fracture patients / J. Astrand, K.G. Thorngren, M. Tegil // Acta Orthop. — 2006. — № 77(1). — С. 3-8.
14. Development and delivery of patient treatment in the Trondheim Hip Fracture Trial. A new geriatric in-hospital pathway for elderly patients with hip fracture / I. Saltvedt, A. Prestmo, E. Einarsen, L.G. Johnsen, J.L. Helbostad, O. Sletvold // BMC Res. Notes. — 2012. — № 5. — P. 355. 
15. Hip fracture management: tailoring care for the older patient / W.W. Hung, K.A. Egol, J.D. Zuckerman, A.L. Siu // JAMA. — 2012. — Vol. 307, № 20. — P. 2185-2194.  

Similar articles

Mathematical Modeling оf Osteosynthesis for Transtrochanteric Fractures Type A1 Using Different Metal Fixation Devices
Authors: Калашніков А.В.(1), Малик В.Д.(2), Лазарев І.А.(1), Калашніков О.В.(1)
(1) — ДУ «Інститут травматології та ортопедії НАМН України», м. Київ, Україна
(2) — Полтавська обласна лікарня ім. М.В. Скліфосовського, м. Полтава, Україна

"Тrauma" Том 17, №6, 2016
Date: 2017.01.11
Categories: Traumatology and orthopedics
Sections: Clinical researches
Mathematical Background for Different Methods of Osteosynthesis of the Proximal Femur Fracture for the Treatment of Pathological Metastatic Tumors of Long Bones
Authors: Лазарев І.А., Ільніцький О.В., Проценко В.В., Скибан М.В.
ДУ «Інститут травматології та ортопедії НАМН України», м. Київ, Україна

"Тrauma" Том 17, №5, 2016
Date: 2016.12.02
Biomechanical computer modeling of “bone-fixator-endoprosthesis” system functioning after different types of internal hemipelvectomy
Authors: Лазарев І.А.(1), Костюк В.Ю.(2), Дєдков А.Г.(2), Скибан М.В.(1)
1 - ДУ «Інститут травматології та ортопедії НАМН України», м. Київ, Україна
2 - Національний інститут раку, м. Київ, Україна

"Тrauma" Том 19, №6, 2018
Date: 2019.01.15
Categories: Traumatology and orthopedics
Sections: Clinical researches
Концептуальна біомеханічна модель виникнення структурних змін у тібіофеморальній ділянці колінного суглоба при травмі
Authors: Лазарев І.А., Костогриз О.А. - ДУ «Інститут травматології та ортопедії НАМН України»; Крищук М.Г. - Національний технічний університет України «КПІ», м. Київ; Скибан М.В. - ДУ «Інститут травматології та ортопедії НАМН України»
"Тrauma" Том 15, №4, 2014
Date: 2014.12.02
Categories: Traumatology and orthopedics
Sections: Clinical researches

Back to issue