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.



Травма та її наслідки
Зала синя Зала жовта

Травма та її наслідки
Зала синя Зала жовта

Журнал «Травма» Том 21, №1, 2020

Вернуться к номеру

Аналіз розподілу внутрішніх напружень і відносних деформацій в умовах накісткового й позаосередкового остеосинтезу при переломах дистального метаепіфіза стегнової кістки

Авторы: Бець І.Г., Карпінський М.Ю., Яресько О.В.
ДУ «Інститут патології хребта та суглобів ім. проф. М.І. Ситенка НАМН України», м. Харків, Україна

Рубрики: Травматология и ортопедия

Разделы: Клинические исследования

Версия для печати


Резюме

Актуальність. Результати лікування пацієнтів із внутрішньо- та навколосуглобовими пошкодженнями дистальних метаепіфізів довгих кісток значною мірою залежать від адекватності вибору технології лікування. Рішення щодо застосування відкритої репозиції та накісткового остеосинтезу є дуже відповідальним і повинне прийматися на основі комплексного аналізу індивідуальних особливостей як пацієнта, так і ушкодження. У випадках сумнівних показань до внутрішньої фіксації методом вибору може бути позаосередковий остеосинтез за допомогою апаратів зовнішньої фіксації (АЗФ). Мета: об’єктивізувати вибір технологій лікування внутрішньосуглобових ушкоджень шляхом математичного аналізу внутрішніх напружень і відносних деформацій моделі перелому дистального метаепіфіза стегнової кістки в умовах накісткового та позаосередкового остеосинтезу. Матеріали та методи. Було виконане математичне моделювання з використанням методу скінченних елементів внутрішньосуглобових переломів дистального відділу стегнової кістки та методів їх остеосинтезу. Базова модель містила стегнову, великогомілкову та малогомілкову кістки, а також кісткові елементи стопи. Моделювали внутрішньосуглобові переломи дистального кінця стегнової кістки типів С1 та С3 за класифікацією АО з двома варіантами остеосинтезу: накістковою пластиною та апаратом зовнішньої фіксації за схемою «стегно — гомілка». Усі моделі вивчали під впливом навантаження на стискання 700 Н. При моделюванні вивчали величини внутрішніх напружень та відносних деформацій. Результати. 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. 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 в зоні перелому. Висновки. 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. 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.

Актуальность. Результаты лечения пациентов с внутри- и околосуставными повреждениями дистальных метаэпифизов длинных костей в значительной степени зависят от адекватности выбора технологии лечения. Решение о применении открытой репозиции и накостного остеосинтеза является очень ответственным и должно приниматься на основе комплексного анализа индивидуальных особенностей как пациента, так и повреждения. В случаях сомнительных показаний к внутренней фиксации методом выбора может быть внеочаговый остеосинтез с помощью аппаратов внешней фиксации (АВФ). Цель: объективизировать выбор технологий лечения внутрисуставных повреждений путем математического анализа внутренних напряжений и относительных деформаций модели перелома дистального метаэпифиза бедренной кости в условиях накостного и внеочагового остеосинтеза. Материалы и методы. Было выполнено математическое моделирование с использованием метода конечных элементов внутрисуставных переломов дистального отдела бедренной кости и методов их остеосинтеза. Базовая модель содержала бедренную, большеберцовую и малоберцовую кости, а также костные элементы стопы. Моделировали внутрисуставные переломы дистального конца бедренной кости типов С1 и С3 по классификации АО с двумя вариантами остеосинтеза: накостной пластиной и АВФ по схеме «бедро — голень». Все модели изучали под влиянием нагрузки на сжатие 700 Н. При моделировании изучали величины внутренних напряжений и относительных деформации. Результаты. С точки зрения распределения напряжений в моделях конечности с внутрисуставным переломом дистального конца бедренной кости, при наличии перелома типа С1, накостная пластина и АВФ позволяют получить примерно одинаковый результат, несмотря на различия, обусловленные конструктивными особенностями избранных средств остеосинтеза. При наличии перелома типа С3 АВФ имеет преимущества над накостной пластиной при всех видах нагрузки, что подтверждается более низким уровнем напряжений на костных фрагментах в зоне перелома. По критерию величины относительных деформаций костного регенерата между фрагментами бедренной кости в зоне внутрисуставного перелома дистального конца бедренной кости типа С1 остеосинтез с помощью АВФ значительно проигрывает остеосинтезу накостной пластиной. Использование АВФ для остеосинтеза дистального конца бедренной кости при его внутрисуставных переломах типа С3 позволяет получить значительно меньшие величины относительной деформации костного регенерата в зоне перелома. Выводы. При внутрисуставных переломах дистального конца бедренной кости типа С1 остеосинтез накостной пластиной показал лучшие результаты, чем остеосинтез АВФ. При примерно одинаковых показателях величин напряжений на костных фрагментах в зоне перелома пластина обеспечивает меньшую деформацию костного регенерата между обломками. При наличии внутрисуставных переломов дистального конца бедренной кости типа С3 преимущество имеет остеосинтез АВФ, так как при его использовании удается эффективно ограничить и уровень напряжений в костных фрагментах, и уровень величин относительных деформаций костного регенерата между обломками.

Background. The results of the treatment of patients with intra- and juxta-articular injuries of the distal metaphysis of long bones largely depend on the adequacy of the treatment technique choice. The decision on the use of open reduction and bone osteosynthesis is very responsible and should be taken based on a comprehensive analysis of the individual characteristics of both the patient and the lesion. In cases of doubtful indications for internal fixation, the method of choice may be extra focal osteosynthesis using external fixation devices (EFD). The purpose was to objectify the choice of techniques for treating intraarticular injuries by mathematical analysis of internal stresses and relative deformations of the fracture model of the distal femoral metaphysis in bone and extrafocal osteosynthesis. Materials and methods. Mathematical modelling was performed using the finite-element method of intraarticular fractures of the distal femur and methods of their osteosynthesis. The basic model contained the femur, tibia and fibula, as well as bone elements of the foot. We simulated intraarticular fractures of the distal end of the femur of types C1 and C3 according to the AO classification, with two variants of osteosynthesis: the osseous plate and the EFD according to the thigh-drumstick scheme. All models were studied under the influence of a compression load of 700 N. During the simulation, the values of internal stresses and relative strains were studied. Results. From the point of view of the distribution of stresses in models of the limb with the intraarticular fractures of the distal end of the femur, in the presence of a C1 fracture, the osseous plate and EFD provide approximately the same result, despite the differences due to the design features of the chosen means of osteosynthesis. In C3 type fracture, the EFD has advantages over the osseous plate for all types of loading, which is confirmed by the lower level of stress on the bone fragments in the fracture zone. According to the criterion for the value of the relative deformations of the bone regenerate between the fragments of the femur in the area of the intraarticular fracture of the distal end of the femur of type C1, osteosynthesis with the help of EFD significantly comes short compared to the osteosynthesis with a bone plate. The use of EFD for osteosynthesis of the distal end of the femur in C3 type intraarticular fractures allows obtaining significantly less relative deformation of bone regenerate in the fracture zone. Conclusions. In cases of type C1 intraarticular fractures of the distal end of the femur, osteosynthesis with a bone plate showed better results than osteosynthesis with EFD. With approximately the same values of the stresses on the bone fragments in the fracture zone, the plate provides less deformation of the bone regenerate between the fragments. In type C3 intraarticular fractures of the distal end of the femur, osteosynthesis with EFD has an advantage, since when using it, it is possible to effectively limit both the level of stress on the bone fragments and the level of relative deformations of the bone regenerate between the fragments.


Ключевые слова

метод скінченних елементів; стегнова кістка; внутрішньосуглобові переломи

метод конечных элементов; бедренная кость; внутрисуставные переломы

finite-element method; femur, intraarticular fractures

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.


Список литературы

1. Анкин Л.Н. Травматология (европейские стандарты). М.: ООО «Книга плюс», 2005. 408 с.

2. Ашкенази А.К. Хирургия кистевого сустава. М.: Медицина, 1990. 352 с.

3. Гайко Т.В., Герасименко I., Корж М.О., Калашні-ков А.В. Аналіз стану травматолого-ортопедичної допомоги населению України в 2007–2008 р. К.: Воля, 2009.

4. Голка Г.Г., Белостоцкий А.И., Литовченко В.А., Паламарчук В.В., Горячий Е.В., Григорук В.В., Голка Т.Г. Анализ оперативного лечения переломов дистального отдела бедренной кости. Вісник ортопедії, травматології та протезування. 2011. № 1. С. 36-40.

5. Жихарь Н.А. Диагностика и лечение оскольчатых внутрисуставных переломов дистального отдела плечевой кости у взрослых: Дис… канд. мед. наук. ГУ «Республиканский научно-практический центр травматологии и ортопедии», Минск, 2014.

6. Зазірний I.M., Василенко А.В. Сучасні методи лікування переломів дистального метаепіфіза променевої кістки (огляд літератури). Ортопедия, травматология и протезирование. 2013. № 3. С. 107-112.

7. Иванов А.В., Краснов О.А. Хирургическое лечение переломов дистального метаэпифиза лучевой кости. Медицина в Кузбассе. 2010. № 2. С. 24-29.

8. Корж Н.А., Радченко В.А. Справочник травматолога. К., 2009. 502 с.

9. Ли А.Д., Баширов Р.С. Руководство по чрескостному компрессионно-дистракционному остеосинтезу. Томск: Красное знамя, 2002. 307 с.

10. Пашков И.О. Чрескостный остеосинтез при пронационно-эверсионных переломах дистального отдела костей голени. Практическая медицина, 2016. Т. 1. № 4(96). С. 136-138.

11. Рюди Т.П., Бакли Р.Э., Моран К.Т. АО — принципы лечения переломов: В 2 томах. Baccamedia, 2013.
946 с.

12. Юлов В.В. Оскольчатые внутрисуставные переломы и их последствия: Дис... докт. мед. наук. М., 2013. 238 с.

13. Корж М.О., Романенко К.К., Прозоровський Д.В., Карпінський М.Ю., Яресько О.В. Математичне моделювання впливу деформації стегнової кістки на навантаження суглобів нижньої кінцівки. Ортопедия, травматология и протезирование. 2015. № 4. С. 25-30. DOI: 10.15674/0030-59872015425-30.

14. Клімовицький В.Г., Хадрі Вадід, Гончарова Л.Д., Гурін І.В., Тяжелов О.А., Карпінський М.Ю., Суббота І.А. Обґрунтування використання нового імплантаційного матеріалу для фіксації метафізарних переломів. Травма. 2010. Т. 11. № 1. С. 27-30.

15. Стойко И.В., Бец Г.В., Бец И.Г. Анализ напряженно-деформированного состояния дистального отдела голени и стопы при повреждениях pilon в условиях наружной фиксации при помощи стержневых аппаратов. Травма. 2014. Т. 15. № 1. С. 41-49. DOI: 10.22141/1608-1706.1.15.2014.81263.

16. Корольков О.І., Кацалап Є.С., Карпінський М.Ю., Яресько О.В. Напружено-деформований стан кульшового суглоба в дітей з асептичним некрозом головки стегнової кістки (повідомлення перше). Ортопедия, травматология и протезирование. 2018. № 3. С. 85-92. DOI: 10.15674/0030-59872018385-92.

17. Корольков О.І., Кацалап Є.С., Карпінський М.Ю., Яресько О.В. Дослідження напружено-деформованого стану елементів кульшового суглоба у випадках асептичного некрозу головки стегнової кістки в дітей (повідомлення друге). Ортопедия, травматология и протезирование. 2018. № 4. С. 102-106. DOI: 10.15674/0030-598720184102-106.

18. Бабалян В.О., Карпінський М.Ю., Яресько О.В. Аналіз напружено-деформованого стану моделей вертлюжних переломів стегнової кістки після ендопротезування. Травма. 2018. Т. 19. № 1. С. 69-81. DOI: 10.22141/1608-1706.1.19.2018.126662.

19. Бабалян В.О., Карпинский М.Ю., Яресько А.В. Напряженно-деформированное состояние моделей вертельных переломов бедренной кости типа 2 по Эвансу после эндопротезирования. Ортопедия, травматология и протезирование. 2018. № 1. С. 59-64. DOI: 10.15674/0030-59872018159-64.

20. Бабалян В.О., Карпінський М.Ю., Яресько О.В. Аналіз напружено-деформованого стану моделей вертлюгових переломів стегнової кістки типу 5 за евансом після ендопротезування. ScienceRise: Medical Science. 2018. № 1(21). С. 14-18.

21. Березовский В.А., Колотилов Н.Н. Биофизические характеристики тканей человека: Справочник. К.: Наукова думка, 1990. 224 с.

22. Тяжелов О.А., Кальченко А.В., Бабалян В.О., Карпінський М.Ю. Дослідження напружено-деформованого стану моделі стегнової кістки з вертлюговими переломами різних типів при їх лікуванні методом накісткового остеосинтезу. Вісник ортопедії, травматології та протезування. 2016. № 4(91). С. 69-79.

23. Тяжелов О.А., Бабалян В.О., Кальченко А.В., Карпінський М.Ю., Карпінська О.Д., Яресько О.В. Дослідження напружено-деформованого стану моделі стегнової кістки в умовах ендопротезування при переломах її проксимального відділу. Травма. 2016. № 3. С. 47-58. DOI: 10.22141/1608-1706.3.17.2016.75774.

24. Gere J.M., Timoshenko S.P. Mechanics of Material. 1997. 912 р.

25. Образцов И.Ф., Адамович И.С., Барер И.С. и др. Проблема прочности в биомеханике: Учебное пособие для технич. и биол. спец. вузов. М.: Высшая школа, 1988. 311 с.

26. Зенкевич О.К. Метод конечных элементов в технике. М.: Мир, 1978. 519 с.

27. Алямовский А.А. SolidWorks/COSMOSWorks. Инженерный анализ методом конечных элементов. М.: ДМК Пресс, 2004. 432 с.


Вернуться к номеру