Мобильная версия

Журнал «Травма» Том 24, №3, 2023

Аналіз напружено-деформованого стану моделі великогомілкової кістки при її переломі в верхній третині з різними варіантами остеосинтезу в умовах зростаючого згинального навантаження

Авторы: Строєв М.Ю. (1), Березка М.І. (1), Власенко Д.В. (1), Бітчук М.Д. (1), Карпінський М.Ю. (2), Яресько О.В. (2)
(1) — Харківський національний медичний університет, м. Харків, Україна
(2) — ДУ «Інститут патології хребта та суглобів ім. проф. М.І. Ситенка НАМН України», м. Харків, Україна

Рубрики: Травматология и ортопедия

Разделы: Клинические исследования

Актуальність. Натепер спостерігається зростання переломів кісток нижньої кінцівки (47,3 %). Більше ніж 50 % ускладнень пов’язані з лікуванням переломів кісток гомілки, що спричинило 27,9 % інвалідності. Мета: провести порівняльний аналіз напружено-деформованого стану моделей великогомілкової кістки при її переломі в верхній третині з різними варіантами остеосинтезу під впливом згинального навантаження залежно від маси пацієнта. Матеріали та методи. Модель імітувала перелом великогомілкової кістки в верхній третині та три типи остеосинтезу з використанням апарата зовнішньої фіксації (АЗФ), накісткової пластини та інтрамедулярного стрижня. Моделі досліджувалися під впливом згинального навантаження 700 та 1200 Н. Результати. У нормі при згинальному навантаженні максимальні напруження визначаються в дистальному відділі великогомілкової кістки. При використанні остеосинтезу АЗФ максимальний рівень напружень спостерігається в дистальному фрагменті великогомілкової кістки. При остеосинтезі накістковою пластиною максимальні напруження визначаються в зону перелому. Остеосинтез інтрамедулярним стрижнем забезпечує найнижчий рівень напружень в зоні перелому. Підвищення величини навантаження до 1200 Н призводить до підвищення величин напружень у всіх елементах моделі. Висновки. При навантаженнях на згин найгірші показники рівня напружень в зоні перелому та металевої конструкції визначені при використанні накісткової пластини. Остеосинтез за допомогою АЗФ забезпечує найнижчій рівень напружень у зоні перелому, варто відзначити і найнижчий рівень напружень на самому апараті. Досить низькі показники напружень в зоні перелому та у проксимальному фрагменті великогомілкової кістки визначаються при використанні остеосинтезу інтрамедулярним стрижнем.

Background. Currently, there is an increase in the lower limb fractures (47.3 %). More than 50 % of complications are related to the treatment of tibial fractures, which caused 27.9 % of disability. Goal: to conduct a comparative analysis of the stress-strain state of the tibial models with a fracture in the upper third with different options of osteosynthesis under bending load depending on the patient’s weight. Materials and methods. The model simulated a tibial fracture in the upper third and three types of osteosynthesis using an external fixation device (EFD), a bone plate and an intramedullary rod. The models were tested under the influence of a bending load of 700 and 1200 N. Results. Normally, the stress under bending load is maximal in the distal tibia. When using EFD, the maximum stress level is observed in the distal fragment of the tibia. During osteosynthesis with a bone plate, the stresses are maximal in the fracture zone. Osteosynthesis with an intramedullary rod provides the lowest stress level in the fracture zone. An increase in the load up to 1200 N leads to an elevation in the stress values in all elements of the model. Conclusions. Under bending loads, indicators of the stress level in the fracture zone and the metal structure were the worst when using a bone plate. Osteosynthesis with the help of EFD ensures the lowest level of stress in the fracture zone, it is also worth noting the lowest level of stress on the device itself. Quite low stress indicators in the fracture zone and in the proximal fragment of the tibia occur when using osteosynthesis with an intramedullary rod.

Ключевые слова

гомілка; перелом; згин; остеосинтез

tibia; fracture; flexion; osteosynthesis

doi: http://dx.doi.org/10.22141/1608-1706.3.24.2023.952

Вступ

Натепер спостерігається зростання переломів кісток нижньої кінцівки (47,3 %), серед яких 45–56 % становлять діафізарні переломи кісток гомілки [1–3]. Згідно з даними медико-соціальної експертної комісії м. Харкова, більше ніж 50 % ускладнень були пов’язані з лікуванням переломів кісток гомілки, що спричинило 27,9 % інвалідності. Усе це зумовило соціально-економічне значення цього питання [4]. Вивчення біомеханічних особливостей взаємодії кістки та засобів остеосинтезу дозволяє знайти оптимальні підходи до тактики хірургічного лікування [5].

Мета: провести порівняльний аналіз напружено-деформованого стану моделей великогомілкової кістки при її переломі в верхній третині з різними варіантами остеосинтезу під впливом згинального навантаження залежно від маси пацієнта.

Матеріали та методи

У лабораторії біомеханіки ДУ «Інститут патології хребта та суглобів. ім. проф. М.І. Ситенка НАМН України» розроблено базову скінченно-елементну модель гомілки людини [6]. Загальний вигляд моделі показано на рис. 1.

Модель складається з великогомілкової і малогомілкової кісток та кісток стопи. Усі суглоби між кістковими елементами мають шар із механічними властивостями хрящової тканини.

На базовій моделі імітували перелом великогомілкової кістки в верхній третині та три типи остеосинтезу з використанням апарата зовнішньої фіксації (АЗФ), накісткової пластини та інтрамедулярного стрижня. Проміжок між кістковими уламками в зоні перелому був заповнений елементом, що імітує кістковий регенерат. Зовнішній вигляд моделей з переломом у верхній третині великогомілкової кістки та різними видами остеосинтезу і схема їх навантаження показані на рис. 2.

Усі моделі досліджували під впливом згинального навантаження 700 та 1200 Н, що відповідає масі пацієнта 70 та 120 кг. Стопу моделей було жорстко закріплено (рис. 2г).

У нашому дослідженні матеріал вважався однорідним та ізотропним. Як кінцевий елемент був обраний 10-вузловий тетраедр з квадратичною апроксимацією. Усі матеріали, з яких складалися моделі, одержали відповідні механічні властивості, як-от модуль пружності Юнга та коефіцієнт Пуассона. Механічні властивості біологічних тканин було обрано згідно з літературою [1–4]. Властивості металоконструкцій було обрано відповідно до технічної літератури [5]. Дані про механічні характеристики матеріалів, що використовуються в моделюванні, наведені в табл. 1.

Для порівняння напружено-деформованого стану моделей визначали максимальні значення напружень у проксимальному та дистальному фрагментах великогомілкової кістки, у зоні перелому, у металевій конструкції та на фіксуючих гвинтах.

Дослідження моделей проводили методом скінченних елементів. Як критерій оцінки напружено-деформованого стану моделей використовувалося напруження за Мізесом [6]. Моделювання проводили за допомогою системи автоматизованого проєктування SolidWorks. Розрахунки напружено-деформованого стану моделей виконані з використанням програмного комплексу CosmosM [7].

Результати

На першому етапі роботи вивчали напружено-деформований стан гомілки моделі з переломом великогомілкової кістки в верхній третині з різними варіантами остеосинтезу під впливом згинального навантаження 700 Н. Розподіл напружень у моделі гомілки без перелому наведено на рис. 3.

Результати моделювання показали, що в нормі при згинальному навантаженні максимальні напруження величиною 9,6 МПа визначаються в дистальному відділі великогомілкової кістки. На проксимальному кінці реєструється мінімальний рівень напруження 1,5 МПа. У верхній третині діафіза великогомілкової кістки напруження визначаються на позначці 5,2 МПа.

На рис. 4 наведена картина розподілу напружень у моделі гомілки при переломі великогомілкової кістки в верхній третині та остеосинтезі АЗФ при згинальному навантаженні величиною 700 Н.

При використанні остеосинтезу АЗФ при лікуванні переломів великогомілкової кістки в верхній третині та згинальному навантаженні кінцівки масою пацієнта 70 кг максимальний рівень напруження 6,3 МПа спостерігається в проксимальному фрагменті великогомілкової кістки. У дистальному відділі напруження не перевищують позначки 5,6 МПа. Найнижчий рівень напружень 0,2 МПа визначається в зоні перелому. На самому апараті згинальні навантаження не викликають критичного напруження, яке визначається на рівні 90,6 МПа в елементах конструкції і 15,4 МПа на крайніх фіксуючих стрижнях.

Розглянемо напружено-деформований стан моделі гомілки з переломом великогомілкової кістки в верхній третині і остеосинтезом накістковою пластиною при згинальному навантаженні величиною 700 Н, який наведено на рис. 5.

При остеосинтезі накістковою пластиною зона максимальних напружень зміщується в зону перелому, де напруження сягають 37,8 МПа. Найнижчий рівень напружень 2,8 МПа зареєстрований у проксимальному фрагменті великогомілкової кістки. У дистальному фрагменті напруження визначаються на рівні 9,2 МПа. На фіксуючих гвинтах напруження вищі, ніж при остеосинтезі АЗФ, і визначаються на позначці 22,8 МПа, але сама пластина зазнає значних навантажень, про що свідчить високий рівень напружень — 156,2 МПа.

На рис. 6 відображено розподіл напружень у моделі гомілки при переломі великогомілкової кістки в верхній третині та остеосинтезі інтрамедулярним стрижнем під згинальним навантаженням величиною 700 Н.

Модель великогомілкової кістки при її переломі в верхній третині з остеосинтезом інтрамедулярним стрижнем під дією згинального навантаження забезпечує найнижчий рівень напружень 0,3 МПа в зоні перелому, а також в проксимальному фрагменті великогомілкової кістки — 1,0 МПа. Однак у дистальному фрагменті напруження вище, ніж за інших видів остеосинтезу, — 12,5 МПа. Досить високі напруження 123,0 МПа виникають і на самому стрижні, а також на гвинтах, що фіксують, — 19,0 МПа.

Дані про максимальні значення напружень в елементах моделей гомілки при переломі великогомілкової кістки з різними варіантами остеосинтезу при згинальному навантаженні величиною 700 Н наведені в табл. 2.

Наочно порівняти значення напружень на різних елементах моделі гомілки з переломом великогомілкової кістки з різними варіантами остеосинтезу при згинальному навантаженні 700 Н можна за допомогою діаграми, наведеної на рис. 7.

Як показано на діаграмі, остеосинтез великогомілкової кістки кістковою пластиною при переломах діафіза у верхній третині показує гірші величини напружень при згинальних навантаженнях саме в зоні перелому, там, де інтрамедулярний стрижень і АЗФ забезпечують рівень напружень до нульової позначки. Варто відзначити і найвищий рівень напруження на самій пластині.

Розглянемо, який стан моделі остеосинтезу великогомілкової кістки при її переломі в верхній третині зі збільшенням навантаження до 1200 Н, що відповідає масі пацієнта 120 кг. Розподіл напруження у моделі без перелому наведено на рис. 8.

Підвищення величини навантаження до 1200 Н призводить до підвищення величин напружень на всіх елементах моделі. Так, максимальні напруження величиною 16,5 МПа визначаються на дистальному кінці великогомілкової кістки. На проксимальному кінці напруження визначаються на мінімальному рівні 2,6 МПа. У верхній третині діафіза великогомілкової кістки рівень напружень становить 8,9 МПа.

Розглянемо, як впливає збільшення навантаження на модель гомілки при переломі великогомілкової кістки в верхній третині та остеосинтезі АЗФ. Напружено-деформований стан моделі показано на рис. 9.

При використанні остеосинтезу АЗФ при лікуванні переломів великогомілкової кістки в верхній третині збільшення величини навантаження на кінцівку до 1200 Н викликає підвищення максимального рівня напружень до 10,8 МПа в проксимальному фрагменті великогомілкової кістки. У дистальному відділі напруження зростають до 9,6 МПа. У зоні перелому величина напружень також збільшується, але залишається на досить низькому рівні — 0,3 МПа. Значне підвищення рівня напруження до 155,3 МПа спостерігається на елементах АЗФ і на крайніх фіксуючих стрижнях — до 26,4 МПа.

Рис. 10 відображає напружено-деформований стан моделі гомілки з переломом великогомілкової кістки в верхній третині і остеосинтезом накістковою пластиною під згинальним навантаженням величиною 1200 Н.

Аналогічні зміни напружено-деформованого стану відбуваються і в моделі з остеосинтезом накістковою пластиною. Зона найбільших напружень залишається на ділянці перелому, де напруження сягають позначки 64,8 МПа. Напруження в дистальному та проксимальному фрагментах великогомілкової кістки підвищуються до 15,8 та 4,8 МПа відповідно. На фіксуючих гвинтах максимальні значення напружень зростають до позначки 39,1 МПа, ще більші напруження виникають у накістковій пластині — 267,7 МПа.

На останньому етапі розглянемо розподіл напружень у моделі гомілки при переломі великогомілкової кістки в верхній третині та остеосинтезі інтрамедулярним стрижнем при згинальному навантаженні величиною 1200 Н (рис. 11).

Модель великогомілкової кістки при її переломі в верхній третині з остеосинтезом інтрамедулярним стрижнем реагує на підвищення згинального навантаження до 1200 Н так само, як і попередні моделі, підвищенням рівня напружень на всіх елементах. Так, у дистальному та проксимальному фрагментах кістки максимальні напруження збільшуються до 21,4 та 1,7 МПа відповідно. У зоні перелому напруження також підвищуються, але залишаються дуже низькими — 0,5 МПа. Те саме спостерігається і на фіксуючих гвинтах, де рівень напружень не перевищує 32,6 МПа. Напруження в самому стрижні досягають позначки 210,8 МПа.

У табл. 3 наведені дані про значення максимальних напружень в елементах моделей гомілки при переломі великогомілкової кістки в верхній третині з різними варіантами остеосинтезу під згинальним навантаженням величиною 1200 Н.

Для зручнішого порівняння значень напружень на різних елементах моделей гомілки з переломом великогомілкової кістки і різними варіантами остеосинтезу при згинальному навантаженні 1200 Н побудована діаграма, зображена на рис. 12.

Як показано на діаграмі, при збільшенні навантаження на гомілку остеосинтез накістковою пластиною показує найгірші результати щодо розподілу напружень саме в зоні перелому.

Для наочного уявлення про зміни значень напружень в елементах великогомілкової кістки при її переломі в верхній третині та різних видах остеосинтезу залежно від маси пацієнта були побудовані графіки, які наведені на рис. 13.

Як бачимо, зміни величин напружень у кістковій тканині залежно від маси пацієнта мають лінійну залежність. При цьому АЗФ та інтрамедулярний стрижень забезпечують зниження величин напружень у зоні перелому нижче показників для неушкодженої кістки. Накісткова пластина показує значно гірші рівні напружень як у зоні перелому, так і в дистальному відділі великогомілкової кістки. У проксимальному відділі найвищий рівень напружень визначається в моделі з остеосинтезом АЗФ.

Графіки, що показані на рис. 14, демонструють залежність значень напружень в елементах металевих конструкцій при остеосинтезі великогомілкової кістки з переломом у верхній третині залежно від маси пацієнта.

Так само, як і в кістковій тканині, у металевих конструкціях величини напружень прямо пропорційно залежать від маси пацієнта. Найбільші напруження виникають у накістковій пластині. На фіксуючих гвинтах та стрижнях найвищий рівень напружень визначається при використанні інтрамедулярного стрижня, мінімальний — при використанні АЗФ.

Висновки

1. При навантаженнях на згин найгірші показники рівня напружень у зоні перелому (від 37,8 до 64,8 МПа) та металевої конструкції (від 156,2 до 267,7 МПа) визначені при використанні накісткової пластини. Ранні навантаження у цьому випадку можуть стати причиною вигину пластин і, як наслідок, неправильного зрощення фрагментів великогомілкової кістки.

2. Остеосинтез за допомогою АЗФ забезпечує найнижчій рівень напружень (від 0,2 до 0,3 МПа) в зоні перелому, варто відзначити і найнижчий рівень напружень на самому апараті (від 90,6 до 155,3 МПа).

3. Досить низькі показники напружень у зоні перелому (від 0,3 до 0,5 МПа) та у проксимальному фрагменті великогомілкової кістки (від 1,0 до 1,7 МПа) визначаються при використанні остеосинтезу інтрамедулярним стрижнем, недоліком цього виду остеосинтезу є досить високий рівень напружень на самому стрижні (від 123,0 до 210,8 МПа) і на фіксуючих гвинтах (від 19,0 до 32,6 МПа).

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

Отримано/Received 07.04.2023

Рецензовано/Revised 18.04.2023

Прийнято до друку/Accepted 26.04.2023

Список литературы

1. Гайко Г.В., Калашников А.В., Боер В.А. и др. Диафизарные переломы в структуре травматизма населения Украины. Тези доповідей XIV з’їзду ортопедів-травматологів України. Одеса, 2016. 9-10.

2. Ermolenko N.A., Zarudna O.I. Ожиріння — проблема сучасності. Медсестринство. 2017. (1). doi: 10.11603/2411-1597.2016.1.7385.

3. Всесвітня організація охорони здоров’я. Питання ожиріння. [Електронний ресурс]. URL: https://www.who.int/ru/news-room/fact-sheets/detail/obesity-and-overweight.

4. Попсуйшапка О.К., Литвишко В.О., Ужегова О.Е., Підгайська О.О. Частота ускладнень при лікуванні діафізарних переломів кінцівок за даними харківської травматологічної МСЕК. Збірник наукових праць XVIII з’їзду ортопедів-травматологів України. 2019. 53-54.

5. Литвишко В.О., Попсуйшапка О.К., Яресько О.В. Напружено-деформований стан фібрин-кров’яного згустку та окістя в зоні діафізарного перелому за різних умов з’єднання відламків та його вплив на структурну організацію регенерату. Ортопедия, травматология и протезирование. 2016. (1). 62-71.

6. Карпинський M., Строєв M., Березка M., Григорук В., Яресько O. Ефективність протидії навантаженням на кручення різних варіантів остеосинтезу відламків гомілки (за результатами математичного моделювання). Ортопедия, травматология и протезирование. 2022. (1–2). 34-42. doi: 10.15674/0030-598720221-234-42.

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

8. Васюк В.Л., Коваль О.А., Карпінський М.Ю., Яресько О.В. Математичне моделювання варіантів остеосинтезу переломів дистального метаепіфіза великогомілкової кістки типу С1. Травма. 2019. 20 (1). 37-46. DOI: 10.22141/1608-1706.1.20.2019.158666.

9. Корж М.О., Романенко К.К., Прозоровський Д.В., Карпінський М.Ю., Яресько О.В. Математичне моделювання впливу деформації кісток гомілки на навантаження суглобів нижньої кінцівки. Травма. 2016. 17(3). 23-24.

10. Стойко И.В., Бец Г.В., Бец И.Г., Карпинский М.Ю. Анализ напряженно-деформированного состояния дистального отдела голени и стопы при повреждениях pilon в условиях наружной фиксации при помощи стержневых аппаратов. Травма. 2014. 15(1). 41-49. DOI: 10.22141/1608-1706.1.15.2014.81263.

11. Gere J.M., Timoshenko S.P. MechanicsofMaterial. 1997. 912 р.

12. Зенкевич О.К. Метод конечных элементов в технике. Москва: Мир, 1978. 519 с.

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