Національний університет „Львівська політехніка”

Стебліна Катерина Василівна

УДК: 616.71–77:669.14.018.8

РОЗРОБКА шляхів І МЕТОДИКИ ПРОЕКТУВАННЯ

ТА БІОМЕХАНІЧНОГО обґрунтування НАКІСТКОВИХ КОНСТРУКЦІЙ ДЛЯ ОСТЕОСИНТЕЗУ

05.11.17 – біологічні та медичні прилади і системи

Автореферат

дисертації на здобуття наукового ступеня

кандидата технічних наук

Львів – 2008

Дисертацією є рукопис.

Робота виконана на кафедрі загальної фізики Чернівецького національного університету імені Юрія Федьковича

Науковий керівник: доктор технічних наук, професор

Шайко-Шайковський Олександр Геннадійович,

Чернівецький національний університет,

професор кафедри загальної фізики.

Офіційні опоненти: доктор технічних наук, професор

Сторчун Євген Володимирович,

Національний університет „Львівська політехніка”,

професор кафедри „Електронні засоби

інформаційно-комп’ютерних технологій”

доктор технічних наук, професор

Лисенко Олександр Миколайович,

НТУУ „Київський політехнічний інститут”

завідувач кафедри конструювання

електронно-обчислювальної апаратури

Захист відбудеться „11” червня 2008 р. о 16 годині на засіданні спеціалізованої вченої ради Д 35.052.10 в Національному університеті „Львівська політехніка” за адресою: 79013, м. Львів, вул. Професорська, 2, 218 ауд., 11 навчальний корпус.

З дисертацією можна ознайомитись у науково-технічній бібліотеці Національного університету „Львівська політехніка” за адресою: 79013, м. Львів, вул. Професорська, 1.

Автореферат розісланий „07” травня 2008 р.

Вчений секретар спеціалізованої

вченої ради, к.т.н., доцент Бондарєв А.П.

ЗАГАЛЬНА ХАРАКТЕРИСТИКА РОБОТИ

Актуальність теми. Вимоги часу, сучасні наукові досягнення визначають рівень медичних технологій лікування пошкоджень та переломів довгих кісток. Проте, прискорені темпи розвитку сучасної промисловості призвели до різкого зростання побутового, дорожнього та виробничого травматизму.

Низька ефективність консервативного лікування іммобілізаційними та функціональними методами надала поштовх до розвитку оперативних методів у лікуванні переломів довгих кісток. Консервативні методи лікування (скелетне витяжіння, гіпсова пов’язка) застосовують все менше: лише в тих випадках, коли немає можливості здійснити оперативні способи втручання або в силу відповідних медичних показань.

За думкою великої кількості ортопедів-травматологів сучасний остеосинтез повинен бути біологічним, лікування повинно проводитись в режимах максимально сприятливих для організму, що суттєво скорочує терміни зрощення відламків та хід репаративних процесів в цілому. Однією з основних вимог при остеосинтезі різних типів переломів довгих кісток є вибір найбільш щадних шляхів та методик лікування. Це спонукає науковців до пошуку нових методів та технологій лікування переломів довгих кісток кінцівок та їх наслідків. Одним з напрямків цих пошуків став накістковий остеосинтез.

Лікування переломів та пошкоджень кісток опорно-рухового апарату, якомога швидке повернення постраждалих внаслідок нещасних випадків, побутового та виробничого травматизму, автотранспортних пригод тощо до активного способу життя, повноцінної діяльності – важлива медична та соціальна задача. Її вирішення можливе лише при об’єднанні зусиль спеціалістів медичного та інженерно-технічного профілю.

Згідно з літературними даними, в 15 областях України у 2004р. зареєстровано 102926 переломів кісток кінцівок, серед яких діафізарних – 49952 випадки, або 48,5%. За статистичними даними, переломи кісток кінцівок склали у 2004р. 23,7% від загального числа травм опорно-рухового апарату, з них верхніх кінцівок – 13,87%, нижніх – 9,83%. За даними Державної статистичної звітності щороку в Україні реєструється близько 2 млн. травм. Рівень загального травматизму утримується приблизно на одному рівні, коливаючись у межах від 468,0 в 2002р. до 485,5 у 2003р. і до 477,0 – в 2004р. Лише за 10 місяців 2004р. матеріальні збитки суспільства від загибелі та травм людей склали 11,8 млрд. грн. Протягом останніх 20-25 років травми та хвороби опорно-рухової системи стабільно займають третє-четверте місце в структурі первинної інвалідності дорослого населення. У 2005 – 2006 рр. зберігалась тенденція щодо погіршення ситуації, особливо – внаслідок ДТП.

Незадовільні результати використання консервативних методів лікування вимагають розробки нових сучасних методик та технічних засобів лікування переломів довгих кісток та їх наслідків. Фіксуючі конструкції повинні бути біомеханічно обґрунтованими, мати оптимальну форму та розміри, міцносні та деформативні характеристики.

Із наведеного вище випливає, що розробка та вдосконалення технічних засобів для лікування переломів довгих кісток з метою скорочення терміну непрацездатності хворих є актуальною та соціально важливою задачею, яка потребує наукового теоретичного і експериментального обґрунтування та інженерно-технічного забезпечення.

Зв'язок роботи з науковими програмами, планами, темами. Робота виконана в лабораторії опору матеріалів кафедри загальної фізики Чернівецького національного університету ім. Ю.Федьковича. Робота є складовою частиною держбюджетної теми "Кінетика фазових та структурних переходів в нерівноважних твердотільних системах з мікро- та нанокристалічними фазами", номер держреєстрації №3781 (шифр 0199U001906), наукової теми Буковинського державного медичного університету "Оптимізація відновного лікування переломів кістки та їх наслідків", №23.00.001.952, (шифр 01.4.100.10098 МКВ А 61В 17/00 А618).

Мета роботи полягає в теоретичній та експериментальній розробці, біомеханічному обґрунтуванні методик удосконалення існуючих та проектування нових накісткових конструкцій для остеосинтезу. Для досягнення поставленої мети вирішені такі задачі:

1. Розробка проектних теоретичних та експериментальних методик порівняльної оцінки міцності та жорсткості різних типів фіксуючих конструкцій для накісткового остеосинтезу в разі дії на них комплексу простих та складних видів навантажень.

2. Розробка, біомеханічне обґрунтування та створення нових типів накісткових конструкцій для забезпечення стабільності функціонального остеосинтезу та мікродинамізації відламків кістки в зоні перелому.

3. Розробка розрахункових методик оцінки деформативності різних типів конструкцій для накісткового остеосинтезу.

4. Розробка та обґрунтування конструкцій та систем накісткового остеосинтезу для пацієнтів похилого та старечого віку.

5. Розробка розрахункових методик визначення небезпечних напружень в накісткових біотехнічних системах при використанні різних типів конструкцій для різного виду переломів.

Об’єкт досліджень: процес взаємодії накісткового фіксатора з уламками кістки за умови дії простих та складних видів навантажень.

Предмет досліджень: методи проектування та біомеханічного обґрунтування накісткових конструкцій для остеосинтезу.

Методи досліджень базуються на теорії опору матеріалів, теорії пружності, методах математичного аналізу, методі скінчених елементів, числових методах розрахунку, рентгенографічних методах.

Наукова новизна отриманих в роботі результатів полягає в наступному:

1. На основі теорії напружено-деформованого стану пружного тіла вперше отримані аналітичні вирази для гранично допустимих напружень і деформацій, які виникають під час взаємодії у біотехнічній системі “відламки кістки – фіксатор”. На відміну від відомих, у отриманих виразах враховані максимальні напруження в небезпечних точках накісткових біотехнічних систем. Це дало можливість розробити методики розрахунку та проектування нових біотехнічних систем для остеосинтезу.

2. Набули подальшого розвитку розрахункові методи оцінки міцності та деформативності різних типів фіксуючих конструкцій для накісткового остеосинтезу. Розвинуті методи, на відміну від відомих, дають можливість одночасного врахування дії комплексу складних видів навантажень.

3. На основі нової математичної моделі вперше розроблено метод проектування накісткових конструкцій за критерієм максимального наближення параметрів деформативності біотехнічної системи до відповідних параметрів цілої непошкодженої кістки.

4. Вперше розроблено метод теоретичного визначення необхідної кількості фіксуючих та блокуючих елементів для різних типів накісткових біотехнічних систем, який відрізняється від відомих тим, що дає можливість мінімізувати та диференційовано призначати необхідну кількість фіксуючих та блокуючих елементів біотехнічної системи для різних вікових груп пацієнтів, а також розраховувати зусилля фіксації.

Практичне значення отриманих результатів. Досліджено фізико-механічні основи побудови лікувального хірургічного інструментарію, накісткових біотехнічних систем та їх складових частин для остеосинтезу довгих кісток. Запропоновано інженерно-конструкторські шляхи створення накісткових систем із врахуванням медико-біологічних та біомеханічних вимог, що дає можливість забезпечити нормальне кровопостачання в зону перелому, здійснити мікродинамізацію відламків кістки та сприяти більш ефективному зростанню відламків пошкодженої кістки. Розраховано для певних заданих умов форми та геометричні розміри пластин, які можуть використовувати виробники біотехнічної апаратури. Розроблені методики розрахунку, проектування та математичного моделювання біотехнічних систем для накісткового остеосинтезу дають можливість за допомогою ЕОМ підбирати відповідні типи конструкцій накісткових фіксаторів для різних видів переломів (діафізарних, метафізарних, проксимальних, поперечних косих, осколкових тощо). Розроблено, біомеханічно обґрунтовано та запропоновано нові типи накісткових конструкцій для забезпечення стабільного функціонального остеосинтезу, які дають можливість наближати параметри деформативності біотехнічної системи до відповідних параметрів цілої непошкодженої кістки та можуть бути використані лікарями-травматологами. Теоретичні та експериментальні результати дисертаційної роботи використовуються у лікувальній практиці медичних закладів м. Чернівці та області, а також в учбовому процесі при проведенні лабораторних та практичних занять зі студентами ЧНУ, що підтверджено відповідними документами.

Особистий внесок здобувача. Особистий внесок здобувача полягає в самостійному отриманні основних наукових результатів, експериментальних досліджень та апробації результатів.

Зокрема, автором розроблено та запатентовано пристрій для виривання гвинтів з кортикального шару кістки [13], пристрій для остеосинтезу з хвилеподібним демпфером [14], пристрій для остеосинтезу з Z – подібним демпфером та деротаційним елементом [15], пристрій для остеосинтезу з хвилеподібним демпфером та деротаційним елементом [16].

В наукових працях, що написані у співавторстві, автору належить: в роботі [1] –розрахунок кількості фіксуючих гвинтів біотехнічної системи; в роботах [2, 25] –розробка методики визначення зусиль виривання фіксуючих гвинтів з кортикального шару кістки; в роботах [11, 19, 34] – реалізація на практиці експериментальної порівняльної методики при використанні різних фіксуючих конструкцій; в роботах [4, 7, 10, 24, 26, 27, 28] – здобувачем розроблено методику аналітичного порівняння біомеханічних властивостей плоских одноплощинних фіксаторів та пластин з обмеженим контактом з багатоплощинною фіксацією; в роботах [5, 6, 9, 17, 20, 23] – здобувачем біомеханічно обґрунтовано умови стабільності остеосинтезу; в роботах [3, 18, 22] – проведено співставлення результатів досліджень деформативності стегнової кістки тварини та людини; в роботах [12, 21, 30, 31, 32, 33] – запропоновано методику моделювання напружено-деформованого стану біотехнічної системи „кістка-фіксатор”.

Апробація результатів роботи. Результати досліджень доповідались та обговорювались на Науково-практичній конференції, присвяченій 10-й річниці Чернівецького обласного медичного діагностичного центру “Актуальні питання клініко-лабораторної діагностики захворювань людини”, (2001р., м. Чернівці); Міжнародному симпозіумі “The Actual Problems of Modern Medical Care”, ( 24-25 квітня 2003р., м. Чернівці); Міжнародних симпозіумах “Reliability and Quality”, (2003р., 2004р., 2005р., 2007р. м. Пенза, Росія); Х конгресі світової федерації українських лікарських товариств СФУЛТ, (18-26 серпня 2004р., м. Чернівці); IV Міжнародній науково-практичній конференції “Динаміка наукових досліджень - 2005”, (20-30 червня 2005р., м. Дніпропетровськ); Науково-практичній конференції “Малоінвазивні методи лікування пошкоджень та захворювань опорно-рухового апарату”, (15-16 вересня 2005р., м. Чернівці); II Міжнародній науково-практичній конференції “Науковий потенціал світу - 2005”, (19-30 вересня 2005р., м. Дніпропетровськ); II Міжнародній науково-практичній конференції “Сучасні наукові дослідження - 2006”, (20-28 лютого 2006р., м. Дніпропетровськ); I Міжнародній науково-практичній конференції “Європейська наука ХХІ століття: стратегія та перспектива розвитку 2006”, (22-31 травня 2006р., м. Дніпропетровськ); III Міжнародній науково-практичній конференції “Актуальні проблеми сучасних наук: теорія та практика - 2006”, (16-30 червня 2006р., м. Дніпропетровськ); I Міжнародній науково-практичній конференції “Наука: теорія та практика - 2006”, (21-31 серпня 2006р., м. Дніпропетровськ); науково-практичній конференції з міжнародною участю „Реконструктивно-відновні методи в травматології та ортопедії”, (31 травня – 1 червня 2007р., м. Донецьк); Міжнародній науковій конференції „On the modern achievements of science and education” (9-17 вересня 2007р., м. Натанія, Ізраїль); науково-практичній конференції з міжнародною участю „Нове в травматології та ортопедії”, (8-9 листопада 2007р., м. Ужгород); на наукових семінарах кафедри загальної фізики ЧНУ ім. Ю.Федьковича та кафедри травматології та ортопедії Буковинського державного медичного університету.

Публікації. За матеріалами дисертації опубліковано 34 наукові праці, з них 12 – у провідних фахових технічних та медичних виданнях за переліком, затвердженим ВАК України, а також Росії, 4 деклараційних патенти України, 18 – у матеріалах наукових конференцій та в інших виданнях.

Структура і об'єм дисертації. Дисертація складається зі вступу, 4 розділів, висновків. Загальний обсяг - 203 сторінки, з яких 158 сторінок основного тексту, список цитованої літератури зі 170 найменувань розміщений на 18 сторінках. Дисертація містить 119 рисунків, 35 таблиць, 3 додатки.

ОСНОВНИЙ ЗМІСТ РОБОТИ

У вступі обґрунтовано актуальність теми дисертаційної роботи, показано зв’язок роботи з науковими програмами, планами, темами, визначено мету і завдання досліджень, наукову новизну та практичне значення одержаних результатів, наведено відомості про особистий внесок автора, апробації та публікації.

У першому розділі наведений огляд літератури, розглянуто існуючі проблеми та напрямки розвитку сучасних технічних засобів для остеосинтезу.

Остеосинтезом називають оперативне з’єднання відламків кісток з метою створення штучних умов для оптимального проявлення та здійснення природного процесу кісткової регенерації. Застосовується при лікуванні свіжих переломів або переломів, які неправильно зрослись чи не зрослись взагалі при лікуванні традиційними методами. Метою остеосинтезу є забезпечення фіксації співставлених відламків, створення при цьому умов для їх зрощення, поновлення цілісності та функцій кістки.

Основним у лікуванні переломів є достатня репозиція та надійна фіксація відламків. Консервативні методи лікування (гіпсові пов’язки, скелетне витяжіння) мають ряд суттєвих недоліків. До них належать неможливість повного знерухомлення відламків, порушення трофіки, що призводить до дегенеративних змін у м’язах та суглобах, розвитку ускладнень з боку серцево-судинної та дихальної систем, тривалого обмеження рухової активності хворого. Тривалий постільний режим викликає розвиток гіподинамічної хвороби, сприяє розвитку пневмоній, тромбоемболій, виникненню пролежнів. Оперативне лікування переломів та їх наслідків залишається методом вибору, забезпечуючи швидке та якісне загоєння і відновлення функцій ушкоджених кінцівок.

За більш ніж сторічну історію оперативного остеосинтезу було запропоно-ва-но сотні різноманітних фіксаторів. З метою підвищення жорсткості фіксації від-ламків та уникнення додаткової іммобілізації гіпсовою пов’язкою, оператив-ний остеосинтез пройшов еволюцію від кісткового шву тонким срібним дротом до скріплення відламків масивними металевими конструкціями. Однак запропо-новані заглибні фіксатори (пластинки, стержні, гвинти, болти, муфти, скобки) ду-же рідко виправдовували себе. Такі ускладнення, як свищі, несправжні сугло-би, остеомієліти, були частими супутниками металевого остеосинтезу.

Остеосинтез поділяють на 3 основних види: заглибний (внутрішньокіст-ко-вий або інтрамедулярний); накістковий та змішаний; черезкістковий (компре-сій-но–дистракційний).

Внутрішнім остеосинтезом називають метод з’єднання кісткових відламків шляхом їх оперативного оголення та фіксації різноманітними матеріалами (метал, пластмаси, кісткові трансплантати, синтетичні матеріали та ін.). В наш час для внутрішнього остеосинтезу, як правило, використовують конструкції, які виготовлені зі спеціальних сплавів нержавіючої сталі або титана. При інтрамедулярному остеосинтезі фіксуючу конструкцію вводять в мозкову порожнину кістки; накістковий передбачає фіксацію відламків шляхом кріплення конструкції на поверхні кістки і кортикальний – шляхом проведення конструкції через кортикальний шар кістки.

Незадовільні результати використання консервативних методів лікування примушують розробляти нові сучасні технології лікування переломів довгих кісток та їх наслідків. Це, в свою чергу, нерозривно пов’язано з цілим комплексом інженерно-технічних задач: розробкою нових матеріалів та сплавів, розробкою та проектуванням нових сучасних фіксуючих систем, які є оптимальними з точки зору біомеханіки, міцносних та деформативних характеристик, обґрунтованих форм та розмірів конструкцій.

Другий розділ присвячений біомеханічному обґрунтуванню накісткових металевих та металополімерних фіксаторів.

Розглянуто плоскі накісткові пластини з різними варіантами перерізу (рис.1):

Рис. 1. Різні варіанти поперечного перерізу накісткової пластини (а)- прямокутний переріз; б)- прямокутний переріз із сегментоподібним вирізом; в)- переріз у вигляді сектору кільця)

Запропоновано методику визначення міцності фіксаторів при простих видах навантаження: розтяг - стиск, згин та кручення. Для біомеханічного обґрунтування міцносних характеристик фіксатора при деформації плоского згину та розрахунку допустимого навантаження визначено максимальний згинаючий момент та максимальну згинаючу силу. Допустимий згинаючий момент визначається для навантажень в двох площинах: фронтальній та сагітальній.

Аналіз проведених розрахунків показав, що для одного й того ж самого значення згинаючого моменту в сагітальній площині більше навантаження витримає пластина з перерізом варіанту в), а у фронтальній площині найбільше навантаження буде витримувати пластина, переріз якої відповідає варіанту б). В роботі показано, що оцінка міцносних параметрів та несучої здатності фіксатора повинна включати також, крім врахування деформацій розтягу-стиску та згину, можливий вплив та дію деформацій кручення.

Для визначення лінійних та кутових деформацій перерізу фіксатора застосовано диференціальне рівняння зігнутої осі бруса. Точне рівняння зігнутої осі бруса має вигляд

(1)

де M(x) – значення згинаючого моменту; EI – жорсткість при згині; х, y – відповідно відстань від защемлення та прогин поточного перерізу, що розглядається.

Після інтегрування отримано:

максимальний кут повороту перерізу

(2)

та максимальний прогин

. (3)

Проведені дослідження показали, що найбільш жорстким є переріз пластини варіанту рис. в (як для фронтальної, так і для сагітальної площини), де кут повороту отримано найменшим порівняно з іншими варіантами конструктивного виконання перерізу накісткової пластини. Це пояснюється тією обставиною, що для варіанта рис. в переріз пластини є найбільш близьким до кутоподібного профілю, який має при згині більшу жорсткість порівняно з прямокутним та трапецієподібним.

Для визначення максимальних дотичних напружень та повного кута закручування при деформації кручення використано такі вирази:

, (4)

, (5)

де фmax – найбільші дотичні напруження при крученні, які виникають в матеріалі накісткової пластини; и – кут закручування; Мкр – зовнішній крутний момент; Ікр – момент інерції перерізу пластини при крученні; Wкр – момент опору перерізу пластини при крученні.

За аналогічною методикою було проведено розрахунки пластини з багато-площинною фіксацією (подвійна деротаційна пластина) та проведено порівняль-ний аналіз міцносних характеристик плоских та подвійних деротаційних плас-тин при деформаціях згину та кручення (результати – на рис. 2 і 3).

а) б)

Рис. 2. Графічні залежності допустимого зовнішнього навантаження від значень

згинаючого моменту Рmax=f(Mmax) у фронтальній (а) та сагітальній (б) площинах

а) б)

Рис. 3. Графік залежності від крутного моменту дотичних напружень tmax (а)

та кутів закручування иmax (б), що виникають у накісткових пластинах

Отже, аналіз побудованих графіків (рис. 2, 3) свідчить про те, що подвійна деротаційна пластина (ПДП) набагато краще опирається деформаціям згину та кручення. У фронтальній площині ПДП здатна витримати згинаючу силу у 10 разів більшу, ніж плоска пластина; у сагітальній площині – у 2,5 рази. Аналіз міц-носних та деформативних характеристик при крученні свідчить, що виника-ю-чі дотичні напруження в матеріалі плоскої пластини значно перевищують до-пустимі. З урахуванням суто медичних переваг та фізіологічності деротаційної пластини порівняно з плоскою, проводячи комплексну оцінку обох конструкцій можна зробити висновок, що при накістковому остеосинтезі, в більшості випад-ків, перевагу слід надати використанню деротаційної пластини.

В роботі проведено експериментальне порівняльне дослідження неушкоджених стегнових кісток (І група), які прийняті як умовний еталон, та синтезованих препаратів стегнової кістки плоскою (ІІ група) та подвійною деротаційною пластиною (ІІІ група). Експерименти проведено в лабораторії опору матеріалів Чернівецького національного університету ім. Ю.Федьковича сумісно із науковцями Буковинського державного медичного університету. З метою оцінки деформативності біотехнічної системи при стиску, згині та крученні проведено дослідження на 5 нативних зразках для кожної групи, вилучених при аутопсії у раптово померлих людей однієї вікової групи внаслідок нещасних випадків. Для здійснення навантаження стиску та кручення використано спеціальну лабораторну установку, яка дозволяє згинати, розтягувати, стискати та скручувати препарати із заданим зусиллям і вимірювати деформації, які при цьому виникають, з точністю до 0,01 мм. Результати проведених біомеханічних досліджень дозволяють зробити висновок, що при оцінці стабільності біотехнічної системи „кістка-фіксатор” необхідно враховувати її здатність до опору вигинаючим, стискаючим та скручуючим навантаженням. Найбільш повно вимогам стабільності при різних типах переломів відповідають пластини з багатоплощинною фіксацією (ПДП), які забезпечують жорсткість та ротаційну стабільність конструкції.

Сучасний лікувальний досвід та загальні концепції травматології свідчать, що для кращого зростання відламків кісток, крім жорсткої та стабільної фіксації відламків і постійного кровопостачання в зону перелому, необхідно забезпечити мікродинамізацію відламків. При абсолютно жорсткому статичному остеосинтезі пластина виконує роль своєрідного шунта, який виключає з навантаження ділянку кістки між фіксуючими гвинтами навколо зони перелому. У зв’язку з цим починається вимивання кальцію з кістки із подальшим ослабленням кісткової тканини, що призводить у багатьох випадках до повторних переломів. В роботі запропоновано використання накісткових фіксаторів, які оснащені своєрідними Z-подібним та хвилеподібним демпфером (рис. 4). Частина пластини, яка дещо піднята над поверхнею кістки, сприяє кращому кровопостачанню в зону перелому.

Рис. 4. Конструкція Z- подібної накісткової пластини (а) та пластини із хвилеподібним демпфером (б)

За допомогою теорії згину криволінійних стрижнів із використанням енергетичних методів оцінки деформацій в роботі оцінено величину осьових деформацій, які виникають у Z- подібній та хвилеподібній пластині в залежності від ширини та товщини перерізу, радіусу заокруглень для різної кількості півхвиль.

(6)

де д – сумарне осьове переміщення; Мкр, Мy, Мz, Qy, Qz, N – компоненти внутрішніх силових факторів зовнішнього навантаження при згині, крученні та розтязі - стиску; М1, Q1, N1 – внутрішні силові фактори, що виникають у поперечному перерізі бруса під дією одиничної сили; Іс- полярний момент інерції; Іy, Іz – осьові моменти інерції перерізу пластини; Кy, Кz – поправочні коефіцієнти, які залежать від форми поперечного перерізу; Е – модуль пружності i-го роду матеріалу фіксатора; G – модуль пружності II-го роду матеріалу фіксатора; F – площа поперечного перерізу фіксатора.

При деформаціях згину на фіксуючі гвинти біотехнічної системи „відламки кістки-пластина” діють осьові зусилля, які сприяють „вириванню” гвинтів з кісткової речовини. Особливо це небажано та небезпечно для пацієнтів, у яких кістки мають потоншений шар кортикальної кісткової речовини (ІІІ-тя вікова група хворих за міжнародною класифікацією Lindal). В роботі доведено, що саме для пацієнтів цієї вікової групи слід застосовувати спосіб остеосинтезу за допомогою металевих накісткових пластин, до яких з метою підвищення стабільності фіксації пропонується додати полімерне осердя, що знаходиться у кістково-мозковій порожнині. В роботі проведено біомеханічне обґрунтування такої технології лікування, запропоновано методику розрахунку зусиль виривання гвинтів з кортикального шару кісткових відламків без використання полімерного осердя та за його наявності у кістковомозковій порожнині, а також проведено відповідні експериментальні дослідження на натурних препаратах стегнових та великогомілкових кісток. Для цього розроблено методику експериментальних досліджень, розроблено, створено та запатентовано спеціальний пристрій (рис. 5) для вимірювання зусиль виривання фіксуючих гвинтів з кісткової тканини.

Рис. 5. Пристрій для оцінки міцності гвинтових

з’єднань при остеосинтезі |

Рис. 6. Місце наклейки тензодатчиків на верхній хвостовик пристрою

Ефективне використання пристрою для оцінки міцності гвинтових з’єднань при накістковому остеосинтезі залежить від достовірності отриманих експериментальних значень. Для усунення можливих технологічних похибок встановлення пристрою, в дисертаційній роботі запропоновано та використано тензометричний спосіб контролю точності установа вузлів та деталей розробленого пристою (рис. 6).

Результати проведених розрахунків та експериментальних досліджень показали, що одноплощинні фіксатори з будь-яким варіантом перерізу без руйнування опираються навантаженням розтягу та стиску. Виявлено, що при деформації згину вони витримують достатньо великі навантаження у сагітальній площині, у фронтальній ці показники менші у 5-6 разів. Аналіз результатів розрахунків різних варіантів перерізу одноплощинних фіксаторів показав, що найбільш міцним та жорстким є переріз пластини, що відповідає варіанту, зображеному на рис. 1в. Це пояснюється тією обставиною, що для цього варіанту переріз пластини є найбільш близьким до кутоподібного профілю, який створює найбільший опір деформаціям розтягу - стиску, згину та кручення. Дослідження деформативних характеристик запропонованих демпферних малоконтактних пластин (Z – подібна та хвилеподібна пластини) показало, що застосування пластин із хвилеподібним демпфером є більш доцільним, оскільки у цьому випадку деформативність біотехнічної системи „кістка-фіксатор” найбільш наближена до відповідних параметрів цілої непошкодженої кістки. Доведено, що при навантаженнях згину і кручення показники міцності та жорсткості багатоплощинної пластини набагато вище відповідних показників одноплощинних фіксаторів. Порівняння експериментальних досліджень жорсткості та міцності трьох груп препаратів, синтезованих різними фіксаторами, при деформації стиску, згину та кручення підтверджує доцільність використання пластин з багатоплощинною фіксацією. Використання полімерного осердя збільшує силу виривання фіксуючих гвинтів в 2 рази.

У третьому розділі проведено математичне моделювання напружено-де-фор-мованого стану біотехнічних систем "кістка-фіксатор" при різних видах на-вантаження, оцінено параметри напружено-деформованого стану для гіпотез про ізотропну та анізотропну структуру кістки, розроблено модель пошкодженої кістки при поперечному діафізарному переломі, синтезованому металевою пла-с-тиною; оцінено напруження та переміщення, що виникають у матеріалі кістки та пластини при різних видах деформацій: стиску, згину та кручення. Використано середовище комп’ютерних програм Solid Work та CosmosWork (версія 5), яке дає можливість розбивати модель на скінчені елементи, задавати крайові умови, враховувати ізотропну та анізотропну структуру матеріалів, визначати вини-ка-ю-чі напруження, деформації та переміщення. З метою створення моделі кістки в роботі використано імітаційно-топологічне моделювання. Модель кістки та фік-сатора створена у вигляді інтерактивного файла даних в середовищі Solid Work. Форма кістки та пластини задана геометричним способом, тобто задаванням ко-ординат відповідних точок, що створюють обрис кістки. Крайові умови зада-но таким чином, що вони імітують шарнірне закріплення на дистальному кінці кістки. Інтенсивність зовнішніх навантажень представлено як рівномірно розподілену по сферичному сегменту поверхні суглоба кістки і яка сумарно дорівнює 900Н, тобто середньому значенню ваги пацієнта.

В роботі визначено розподіл головних напружень у1, у2, у3, у; переміщень дх; ду; дz, д та відносної деформації е1; е2; е3, е в матеріалі неушкодженої стегнової кістки у припущенні про ізотропну або анізотропну структуру її тканини (рис.7). Для визначення параметрів напружено-деформованого стану кісткової тканини використано такі фізико-механічні величини: модулі пружності І–го роду: Е1=2,26•1010 Па; Е2=1,18•1010 Па; Е3=0,98•1010 Па; модулі пружності ІІ–го роду: G1=0,61•1010 Па; G2=0,515•1010 Па; G3=0,61•1010 Па; коефіцієнти Пуассона м1=0,38; м2=0,25; м3=0,45. Розглянуто три види деформацій: стиску, згину та кручення.

а) б) в)

Рис. 7. Розподіл параметрів напружено-деформованого стану неушкодженої кістки в умовах деформації стиску(а), згину (б) та кручення (в) з урахуванням анізотропної структури кістки

За допомогою вищевказаних програм змодельовано напружено-деформований стан пошкодженої стегнової кістки, синтезованої двох-, чотирьох- та шестигвинтовою накістковою металевою пластиною при поперечному діафізарному переломі. На рис. 8 наведено модель такої кістки, поділеної на скінчені елементи. Значення модулів пружних констант прийнято як і у випадку розрахунку цілої кістки з анізотропною будовою. Для матеріалу металевої пластини та гвинтів (сталь 12Х18Н9Т) було прийнято: модуль пружності І–го роду: Е=2•1011 Па; модуль пружності ІІ–го роду: G=7,7•1010 Па; коефіцієнт Пуассона: =0,3.

Рис. 8. Модель пошкодженої стегнової кістки, синтезованої накістковою металевою пластиною, із розбиттям на скінчені елементи

Розглянуто три види деформацій: стиску, згину та кручення. При цьому визначено розподіл головних напружень у1, у2, у3, у, переміщень дх; ду; дz , д та відносної деформації е1; е2; е3, е у речовині пошкодженої стегнової кістки, а також у матеріалі пластини та гвинтів (рис. 9).

а) б) в)

Рис. 9. Розподіл параметрів напружено-деформованого стану кістки з діафізарним переломом, який синтезовано 6-ти гвинтовою пластиною при різних видах деформацій а)- стиск; б)- згин; в)- кручення

Розроблена та запропонована методика дозволяє оцінювати параметри напружено-деформованого стану при будь-яких видах переломів кінцівок, синтезованих будь-якими фіксуючими системами, що дає можливість обирати оптимальну біотехнічну систему за допомогою комп’ютерної техніки.

В четвертому розділі наведено результати рентгенографічних досліджень накісткового остеосинтезу. Рентгенологічне дослідження до і після остеосинтезу – найбільш доступний та інформативний метод дослідження, який дає змогу об’єктивно оцінити результати оперативного лікування, динаміку та якість відновлення кісткової тканини, темпи консолідації, тактику післяопера-цій-ного ведення хворого. Після застосування накісткового остеосинтезу ознаки перелому зникають у перші дні після операції. За цих умов значення рентге-но-ло-гічного дослідження зростає, адже завдяки йому можна об’єктивно оцінювати адекватність дозованого навантаження на кінцівку в умовах безімобілізаційного режиму та строки і якість відновлення анатомічної цілісності кістки. Аналіз рент-генограм (клінічні спостереження проводились на кафедрі травматології, ортопедії та нейрохірургії Буковинського державного медичного університету), які були отримані після рентгенобстеження 70 хворих, показав, що динаміка та особливості рентгенологічної картини загоєння переломів залежать від ряду факторів: важкості травми, давності та характеру пошкодження, типу перелому, навантажувального режиму на кінцівку, ступеня стабільності остеосинтезу.

Показано, що застосування накісткових фіксаторів повністю відповідає принципам стабільно-функціонального остеосинтезу, оскільки не потребує додаткової іммобілізації гіпсовою пов’язкою, дає можливість з перших днів після операції розпочати реабілітаційні заходи, забезпечити консолідацію відламків в оптимальні строки при повному відновленні функції оперованої кінцівки. Проведені рентгенологічні дослідження підтверджують правильність запропонованих методик проектування конструкцій накісткових фіксуючих систем та їх біомеханічного обґрунтування.

ВИСНОВКИ

1. Аналіз сучасних літературних джерел практичної медичної статистики та звітності в області травматології показав, що накістковий остеосинтез в наш час залишається одним з найбільш доступних та розповсюджених способів оперативного лікування переломів та пошкоджень довгих кісток. Дослідження тенденцій змінення та вдосконалення конструкцій для накісткового остеосинтезу свідчить, що покращення їх властивостей з метою створення оптимальних біомеханічних умов для зрощення відламків є важливою та актуальною задачею.

2. Вперше розроблено методику проектування нових конструкцій для накісткового остеосинтезу довгих кісток, проведено теоретичне та експериментальне біомеханічне обґрунтування форм та розмірів нових розроблених та запропонованих накісткових конструкцій фіксаторів, визначена необхідна кількість та розміри фіксуючих та блокуючих елементів накісткових біотехнічних систем.

3. Вперше створено обладнання і методики експериментальної оцінки міцності та жорсткості металевих накісткових конструкцій фіксуючих систем в умовах дії простих та складних видів навантажень, що дає можливість проводити проектування біомеханічно обґрунтованих біотехнічних систем із необхідними властивостями міцності та жорсткості.

4. Доведено теоретично та експериментально, що малоконтактні фіксатори з багатоплощинною фіксацією набагато краще опираються деформаціям згину та кручення, ніж аналогічні одноплощинні.

5. Показано, що використання полімерного осердя значно збільшує силу виривання фіксуючих гвинтів. Для І-ої вікової групи таке збільшення знаходиться у межах 1,35–1,4 разів, для ІІ-ої вікової групи сила виривання гвинтів збільшується в 1,47-1,57 разів, для ІІІ-ої групи – в 1,64-1,78 разів. Це пояснюється тією обставиною, що при потоншенні кортикального шару у ІІ-й та ІІІ-й віковій групах полімерне осердя виконує ще більш важливу роль, оскільки бере на себе значну частину навантажень. Для забезпечення міцності та стабільності фіксації необхідно в І-й віковій групі хворих при остеосинтезі пластиною з полімерним осердям застосовувати як мінімум 4 гвинти на кожному кістковому відламку, в ІІ-й ввіковій групі – 5 гвинтів, в ІІІ-й віковій групі – 6 гвинтів.

6. Встановлено, що для пацієнтів ІІІ-ої вікової групи з явищами остеопорозу накістковий остеосинтез доцільно доповнювати введенням у кістковомозкову порожнину полімерного осердя із поліаміду П-12, за допомогою якого фіксуючі гвинти більш надійно блокуються у кістці.

7. На основі запропонованої методики в середовищі Solid Work та Cosmos Work створено програмні файли, які базуються на методі скінчених елементів і дають можливість оцінки параметрів напружено-деформованого стану цілих та синтезованих пластинами пошкоджених кісток. Розроблена методика дає змогу оцінювати напружено-деформований стан кістки при різних типах переломів та обирати найбільш стабільну, оптимальну біотехнічну систему.

СПИСОК ПУБЛІКАЦІЙ ЗА ТЕМОЮ ДИСЕРТАЦІЇ

1.

2.

3.

4.

5.

6.

7.

8.

9.

10.

11.

12.

13.

14.

15.

16.

17.

18.

19.

20.

21.

22.

23.

24.

25.

26.

27.

28.

29.