Биомеханическое обоснование систем чрескостного остеосинтеза при лечении переломов и деформаций пяточной кости


Скачать 287,89 Kb.
НазваниеБиомеханическое обоснование систем чрескостного остеосинтеза при лечении переломов и деформаций пяточной кости
страница1/3
САФОНОВА Людмила Викторовна
Дата конвертации14.08.2012
Размер287,89 Kb.
ТипАвтореферат
СпециальностьБиомеханика
Год2008
На соискание ученой степениКандидата<>
  1   2   3


На правах рукописи


САФОНОВА Людмила Викторовна


БИОМЕХАНИЧЕСКОЕ ОБОСНОВАНИЕ СИСТЕМ ЧРЕСКОСТНОГО ОСТЕОСИНТЕЗА ПРИ ЛЕЧЕНИИ ПЕРЕЛОМОВ И ДЕФОРМАЦИЙ ПЯТОЧНОЙ КОСТИ


01.02.08 – биомеханика


Автореферат

диссертации на соискание ученой степени кандидата

физико-математических наук


Саратов – 2008


Работа выполнена на кафедре травматологии, ортопедии и ВПХ ГОУ ВПО «Саратовский государственный медицинский университет Росздрава»


Научный руководитель: доктор медицинских наук,

профессор Бейдик О.В.


Официальные оппоненты:

доктор физико-математических наук, профессор

Скрипаль А.В. (Саратовский государственный университет им. Н.Г. Чернышевского)

доктор технических наук, профессор Панкратов В.М. (Институт проблем точной механики и управления РАН РФ)


Ведущая организация: Саратовский государственный технический университет


Защита состоится _23_ июня 2008 г. в _17__ч__00_ мин на заседании диссертационного совета Д 212.243.10 в Саратовском государственном университете им. Н.Г. Чернышевского по адресу: 410012, г. Саратов, ул. Астраханская, 83, корп. IX, ауд. 218.

С диссертацией можно ознакомиться в Зональной научной библиотеке Саратовского государственного университета им. Н.Г. Чернышевского.


Автореферат разослан _____21мая_____ 2008 г.


Ученый секретарь

диссертационного совета,

кандидат физ.-мат. наук, доцент Шевцова Ю.В.

ОБЩАЯ ХАРАКТЕРИСТИКА РАБОТЫ

Актуальность. При лечении переломов и деформаций сегментов костной системы организма широко применяется метод чрескостного остеосинтеза с использованием спицевых и стержневых остеофиксаторов (Илизаров Г.А., 1983; Бейдик О.В., 2002; Стецула В.И., 2003; Шевцов В.И., 1995, Соломин Л.Н., 2005; Hutson J.J., 1996). Их проведение через фрагменты кости и закрепление свободных концов во внешних опорах аппарата остеосинтеза позволяет осуществить управляемый остеосинтез – необходимую репозицию фрагментов, их фиксацию с определенной жесткостью в заданном положении, требуемую компрессию или дистракцию. Такие воздействия на кость стимулируют начало остеогенеза и развитие репаративной костной регенерации. Этим достигается ускоренное сращение перелома либо исправление деформации кости при сохранении необходимой подвижности больного. В результате обеспечивается нормализация обменных процессов организма и предотвращается опасность возникновения местных воспалений.

Приведенные достоинства чрескостного остеосинтеза во многом связаны с жесткостью фиксации фрагментов кости, характеризуемой величиной их смещений и поворотов, не выходящих за допустимые пределы в условиях движений больного. Этим исключается опасность травматизации образующегося костного регенерата и сохраняется нормальный процесс сращения кости. На величину жесткости фиксации фрагментов в аппарате остеосинтеза влияют строение и свойства кости, а также конструктивные и прочностные параметры фиксаторов и других деталей аппарата, схема их расположения и характер действующих нагрузок (Барабаш А.П., 1996; Борисевич К.А., 1993; Дрягин В.Г., 2001; Попов И.Ф., 1996).

Рациональный учет и выбор указанных факторов остеосинтеза для создания необходимой жесткости фиксации возможен только на основе общего биомеханического подхода к исследованию жесткости, разработку которого до настоящего времени нельзя считать завершенной. Применительно к переломам пяточной кости это имеет особое значение, поскольку из всех костей опорно-двигательного аппарата она имеет значительные анатомические, структурные и функционально-нагрузочные отличия. Для устранения деформаций пяточной кости и стопы задачи остеосинтеза могут быть более сложными, что предъявляет дополнительные повышенные требования к параметрам внешней фиксации (Исмайлов Г.Р., 2000; Коробушкин Г.В., 2001; Ли А.Д., 2002; Пичхадзе И.М., 1997).

Более широкое и эффективное применение чрескостного остеосинтеза пяточной кости и стопы ограничивается недостаточной жесткостью схем фиксации костных фрагментов. Это приводит к расшатыванию фиксаторов и появлению воспалительных осложнений, из-за чего доля неудовлетворительных результатов лечения может достигать 62%.

Для разработки необходимого биомеханического подхода к выбору рациональных схем чрескостного остеосинтеза одним из целесообразных путей следует считать применение метода моделирования. Сведения о моделировании систем фиксации для остеосинтеза пяточной кости и стопы имеют отрывочный характер, поэтому разработка метода поэтапного моделирования схем и аппаратов с биомеханическим обоснованием их жесткости представляет значительную актуальность.

Исходя из вышеизложенного, сформулирована цель работы: разработка биомеханического подхода к обоснованию выбора рациональных систем чрескостного остеосинтеза с необходимой жесткостью фиксации при лечении переломов и деформаций пяточной кости за счет использования поэтапного моделирования схем и аппаратов фиксации.

Задачи работы, решаемые для осуществления поставленной цели:

  1. Выполнить математическое моделирование деформированного состояния чрескостных фиксаторов при остеосинтезе пяточной кости.

  2. Провести конечно-элементное моделирование деформаций и жесткости схем внешней фиксации в условиях остеосинтеза пяточной кости.

  3. Осуществить биомеханическое моделирование путем экспериментального исследования жесткости аппаратов внешней фиксации фрагментов пяточной кости.

  4. Разработать биотехническое обоснование выбора и применения рациональных схем чрескостного остеосинтеза при лечении переломов и деформаций пяточной кости.


Положения, выносимые на защиту:

  1. Оценка с помощью математического моделирования параметров деформации спицевых и стержневых фиксаторов при одинаковых условиях нагружения применительно к пяточной кости выявила преимущества стержневых фиксаторов, что дало возможность обосновать выбор стержневой фиксации как стратегию остеосинтеза.

  2. Результаты конечно-элементного моделирования жесткости аппаратов остеосинтеза для лечения переломов пяточной кости показали наиболее высокую жесткость схемы аппарата с консольно-сквозной стержневой фиксацией и обусловили ее выбор в качестве тактики остеосинтеза.

  3. Определение действительных значений показателей жесткости и равномерности жесткости фиксации реальных пяточных костей при биомеханическом моделировании остеосинтеза на макетных аппаратах позволило установить, что наилучшие параметры жесткости фиксации обеспечивает консольно-сквозной стержневой тип аппарата.

  4. Биотехническое обоснование и разработанные рекомендации являются базой для рационального выбора эффективной схемы чрескостного остеосинтеза отломков пяточной кости и деформаций заднего отдела стопы с учетом параметров массы больного, его возрастной группы, вида перелома.

Научная новизна. Впервые предложен метод поэтапного моделирования жесткости системы чрескостного остеосинтеза отломков пяточной кости и деформации стопы в аппаратах внешней фиксации за счет применения математического, конечно-элементного и биомеханического моделирования. В результате определены зависимости параметров деформированного состояния, а также жесткости фиксации аппаратов от биомеханических и медико-технических характеристик схемы фиксации, что послужило основой для формирования стратегии и тактики остеосинтеза.

Впервые разработаны и биотехнически обоснованы рекомендации для врачей по выбору рациональной компоновки аппаратов чрескостного остеосинтеза пяточной кости, обеспечивающие необходимую жесткость фиксации и учитывающие величину функциональных нагрузок, возраст больного, а также вид перелома.

Предложенный метод поэтапного моделирования трех типов систем чрескостного остеосинтеза пяточной кости показал, что фиксация с помощью сочетания консольного и сквозного двухопорного стержней обеспечивает наилучшую жесткость по сравнению с консольно-стержневой и спицевой схемами.

Разработанные и биомеханически обоснованные рекомендации по использованию систем чрескостного остеосинтеза с применением поэтапного моделирования обеспечили возможность рационального выбора типа и количества фиксаторов, а также схем их размещения в аппарате остеосинтеза при создании требуемой жесткости фиксации.

Практическая ценность. Результаты работы могут применяться в хирургической практике травматологии и ортопедии для повышения эффективности лечения переломов и устранения деформаций пяточной кости методом внешней фиксации.

Реализация результатов работы. Метод поэтапного моделирования систем чрескостного остеосинтеза внедрен в работу отделений травматологий и ортопедии МУЗ «Городская клиническая больница №2», МУЗ «Городская клиническая больница №7», МУЗ «Городская клиническая больница №9» г. Саратова, в учебный процесс кафедры травматологии, ортопедии и ВПХ СГМУ.

Апробация работы. Основное содержание работы докладывалось на III осенней научно-практической конференции студентов и молодых ученых «Молодежь и наука: итоги и перспективы» (г. Саратов, СГМУ, 2005), на VIII съезде травматологов и ортопедов России (г. Самара, 2006), на 67-й весенней научно-практической конференции студентов и молодых специалистов СГМУ: «Молодые ученые – здравоохранению региона» (г. Саратов, 2006), на Всероссийской научно-практической конференции молодых ученых, посвященной 85-летию со дня рождения академика Г.А. Илизарова и 35-летию Российского научного центра «Восстановительная травматология и ортопедия» (г. Курган, 2006), на XVIII сессии Международной школы по моделям механики сплошной среды (г. Саратов, СГУ, 2007), на Межрегиональной конференции, посвященной 150-летию первого ректора Императорского Саратовского университета В.И. Разумовского (г. Саратов, СГУ, 2007).

Публикации. По теме диссертации опубликовано 12 научных работ, в том числе 3 работы в журналах из списка, рекомендованного ВАК.

Структура и объем диссертации. Работа содержит введение, пять глав, выводы и заключение. Общий объем работы составляет 156 страниц, включая 42 рисунка, 22 таблицы, 19 страниц библиографии, содержащей 177 наименований.


СОДЕРЖАНИЕ РАБОТЫ

Введение определяет актуальность темы и содержания диссертации, ее цель и задачи, положения выносимые на защиту, новизну материалов работы, практическую ценность и реализацию результатов, апробацию работы.

Глава 1 посвящена имеющимся результатам проведенных исследований и их оценке по основным параметром биомеханики стопы как части опорно-двигательного аппарата. Приводятся данные о важнейших особенностях нагруженности стопы, о сложностях возникающих переломов пяточной кости и деформаций стопы. Даются характеристики процессов сращения фрагментов кости, выявлены значения их допустимых перемещений, находящихся в пределах от 2 до 6 мм и от 3 до 7о, обусловленных биомедицинскими требованиями к целостности костного регенерата в конкретных клинических ситуациях. Отмечаются необходимые особенности механических свойств остеофиксаторов и жесткости схем фиксации, используемых для лечения переломов и деформаций пяточной кости. Подчеркивается научная ценность результатов биомеханических исследований жесткости с применением реальных костных сегментов и макетных схем аппаратов фиксации.

Рассматривается сущность разновидностей остеосинтеза и особенности наружной чрескостной фиксации, выявляются основные принципы, необходимые для эффективного осуществления остеосинтеза. Определены этапы развития и совершенствования аппаратов фиксации для лечения переломов пяточной кости и устранения деформаций стопы, показаны недостатки применяемых методик спицевой фиксации. Даются сведения о результатах математического моделирования напряженно-деформированного состояния остеофиксаторов, приводятся сведения о повышении эффективности фиксации с помощью спице-стержневого и стержневого способов остеосинтеза длинных костей.

Проведенный анализ имеющихся данных о биомеханических характеристиках стопы, направлениях развития методик остеосинтеза и применение моделирования жесткости фиксации позволили высказать предположения о возможности наиболее полного биотехнического обоснования выбора рациональных схем внешней фиксации отломков пяточной кости с необходимой жесткостью при помощи поэтапного моделирования остеосинтеза.

Глава 2 содержит вопросы математического моделирования деформационного поведения спицевых и стержневых остеофиксаторов под действием известных видов функциональной нагрузки пяточной кости и стопы. Моделирование жесткости проводилось с использованием положений сопротивления материалов, для оценки жесткости применялись расчетные величины максимальных смещений и поворотов сечений фиксаторов (Биргер И.А., 1986; Дарков А.В., 1969; Янсон Х.А., 1975).

Согласно методике остеосинтеза пяточной кости моделирование проводилось для спицевых фиксаторов с шарнирной неподвижной двухопорной заделкой и для стержневых фиксаторов – консольных, консольных на кронштейне и сквозных двухопорных.

Спицы обычно имеют диаметр d=1,5 мм и изготовляются из стали 17Х18Н9, модуль упругости которой равен Ест = 2,1∙105 МПа, предел пропорциональности составляет σпр = 1050 МПа. Характер деформации спицы определяется величиной площади ее поперечного сечения F и значениями растягивающей силы. Чтобы напряжения в спице не превышали предела пропорциональности и спица не получала остаточных деформаций, рассчитывается максимально допустимая сила растяжения Рпр спицы:

.

Стержни изготовляются из титанового сплава ВТ16 с модулем упругости Ет = 1,07∙105 МПа и имеют диаметр d = 4 мм.

Поперечная нагрузка, действующая на фиксатор через пяточную кость в период послеоперационного лечения, принимается равной 200 Н согласно ранее проведенным исследованиям. При этом считается, что данная нагрузка прикладывается симметрично или асимметрично в виде двух сосредоточенных сил Р = 100 Н, в зоне выхода фиксатора из тонкого наиболее прочного кортикального слоя пяточной кости, диаметр которой принимается равным d = 40 мм. Поскольку диаметр пяточной кости сопоставим с длиной пролета консольного стержня l = 60 мм, а также пролета спицы и пролета сквозного стержня l = 120 мм, то моделирование нагрузок в виде сосредоточенных моментов не производится. Это могло бы привести к получению завышенных расчетных значений прогибов и углов поворота, так что воздействие кости на остеофиксатор моделировалось в виде одинаково или противоположно направленных сил.

Спицевые элементы рассматриваются как изделия типа «гибкая нить» с шарнирной неподвижной заделкой, которая может эффективно работать только на растяжение и, кроме этого, способна воспринимать поперечную нагрузку за счет изменения направления своей продольной оси.

Уравнение равновесия нити имеет вид:

,

где - сила натяжения нити, Н; у – прогиб нити, мм; q(x) – внешняя поперечная нагрузка, Н/м.

Под воздействием поперечных нагрузок в нити возникает растягивающее усилие N, направленное по касательной и определяемое по формуле:

, (1)

где – поперечная сила, Н; – горизонтальное натяжение, Н. Угол наклона α растягивающего усилия N деформированной нити определяется из выражения:

tg. (2)

Действие одинаково направленных сил величиной Р на нить с предварительным натяжением силой создает наибольший прогиб уmax в средней трети ее пролета на участке от l/3 до 2l/3.

Величина данного прогиба определяется в соответствии с уравнением прогибов нити:

, (3)

где – начальный прогиб нити, откуда после интегрирования уравнения (3) получим:

. (4)

При значениях Р = 100 Н, l = 120 мм, Н находим максимальную величину прогиба: мм.

Максимальный угол поворота возникает в том поперечном сечении спицы, где Q = P. Тогда угол поворота вычисляется согласно выражению (2):

; .

Растягивающее усилие , возникающее в спице от действия внешних сил и определяемое по формуле (1), составляет:

Н,

что не превышает ранее рассчитанной допустимой силы растяжения . Следовательно, работа спицы происходит в упругой стадии без появления остаточных деформаций, способных вызвать снижение жесткости фиксации.

Действие противоположно направленных сил Р на нить образует максимальный прогиб в сечениях и , определяемый выражением:

. (5)

После подстановки в выражение (5) известных значений всех параметров получим: мм.

Максимальный угол поворота создается в центральном сечении спицы, где , и тогда угол поворота рассчитывается в соответствии с выражением (2):

tg; .

Анализ результатов расчета деформаций спицы показывает, что при действии противоположно направленных сил прогибы спицы оказываются в 3 раза ниже, а углы поворота в 1,5 раза меньше, чем при действии сил одинакового направления. Это объясняется тем, что противоположные силы создают в сечениях спицы меньшие значения поперечных, перерезывающих сил.

Стержневые элементы при жестком их креплении непосредственно к опорной пластине рассчитываются с помощью балочной модели.

Изгибная жесткость стержневого фиксатора круглого сечения, где – момент инерции сечения, при указанных ранее параметрах составляет:

Н∙мм2.

Жесткость пяточной кости при ее модуле упругости МПа равна: .

Сопоставление рассчитанных значений показывает, что изгибная жесткость кости на три порядка превышает жесткость стержневого фиксатора, поэтому в рассматриваемых задачах деформацией и смещением кости можно пренебречь как величинами третьего порядка малости.

При заданных условиях нагружения стержня его изгиб описывается дифференциальным уравнением:

, (6)

где М(х) – изгибающий момент в сечении на расстоянии х от начала координат. Интегрирование дифференциального уравнения (6) позволяет определить деформации в произвольном сечении стержня.

Консольный стержень длиной l = 60 мм под действием одинаково направленных сил величиной Р. Одна из этих сил приложена на расстоянии от заделки а = 20 мм, а вторая – на незакрепленном конце. После вычисления изгибающего момента М(х) на участках и и интегрирования уравнения (6) постоянные интегрирования определяются из условия жесткого закрепления х=0, непрерывности и гладкости оси стержня в сечении х=а. Максимальный прогиб и угол поворота получаются на со свободном конце стержня и определяются выражениями:

мм,. (7)

Консольный стержень под действием противоположно направленных сил Р, приложенных в сечениях х=а и х=l. Среднее значение момента такой пары сил составляет М = Рd = 5000 Н∙мм.

В этом случае интегрирование уравнение (6) при соответствующих значениях изгибающего момента М(х) на участках и при удовлетворении условиям закрепления сечения х=0, условиям гладкости и непрерывности при х=а позволяет определить деформации в любом сечении. Тогда для нахождении максимальных деформаций уmax и на свободном конце при значениях М = 5000 Н∙мм, а=20 мм, d=40 мм, l=a+d получаются выражения:

мм, (8)

В работе также рассмотрен применяемый во врачебной практике способ крепления фиксирующего стержня к опорной пластине через кронштейн в виде стержня с размерами b = 10 мм, h = 4 мм и моментом инерции сечения J2 = 53,3 мм4 из стали 17Х18Н9. Такая конструкция рассматривается как Г-образная рама, у которой кронштейн служит ненагруженным вертикальным элементом. Для комбинированных стержневых систем данного типа, испытывающих действие изгибающих нагрузок, значения деформаций сечений определяются в соответствии с упрощенной формулой интеграла Мора: , (9)

где и - изгибающие моменты на участке , соответственно от нагрузки на стержня и от единичного усилия (силы или момента), приложенных в сечении, для которого определяются деформации.

Отдельные слагаемые в формуле (9) вычисляются аналитически или методом Верещагина.

Консольный стержень с кронштейном под действием одинаково направленных сил Н. После подстановки в уравнение (9) формул изгибающих моментов и интегрировании по участкам получается прогиб

Консольный стержень с кронштейном под действием противоположно направленных сил Р. В этом случает по формуле (9) получается значение максимального угла поворота сечения:

В качестве третьего возможного варианта фиксации отломков кости рассматривается схема, в которой фиксирующий стержень обоими концами жестко прикреплен к опорной пластине (сквозной двухопорный стержень). Такой стержень работает как дважды статически неопределимая балка, для раскрытия ее неопределимости в работе применяется метод наложения. После вычисления изгибающего момента М(х) в разных сечениях по длине стержня прогибы и углы поворота определяются интегрированием уравнения (6) с последующим нахождением произвольных постоянных из условия закрепления.

Сквозной двухопорный стержень под действием одинаково направленных сил Р при использовании указанного способа расчета характеризуется максимальным прогибом .

Для такого же стержня при действии противоположно направленных сил Р максимальный угол поворота составил: .

Анализ итогов определения деформаций спицевого и стержневых остеофиксаторов показывает, что двухопорный стержень обеспечивает наиболее жесткую фиксацию отломков пяточной кости.

Математическое моделирование основных элементов остеосинтеза, которыми являются фиксаторы, еще не дает полной картины деформаций всего аппарата, но позволяет выбрать стержневую фиксацию в качестве стратегии остеосинтеза. Такие аппараты представляют собой сложные пространственные системы, аналитическое исследование которых вызывает большие математические затруднения.

  1   2   3

Разместите кнопку на своём сайте:
поделись


База данных защищена авторским правом ©dis.podelise.ru 2012
обратиться к администрации
АвтоРефераты
Главная страница