Д.т.н. Шайко-Шайковский А.Г. ^* , Дячук А.В. ^** , Шевчук В.А. ^**

^* Черновицкий национальный университет имени Ю. Федьковича, Украина;

^** Областной клинический кардиологический диспансер, г. Черновцы, Украина

БИОМЕХАНИЧЕСКИЙ АНАЛИЗ ЭФФЕКТИВНОСТИ ИНТРАМЕДУЛЛЯРНЫХ И НАКОСТНЫХ КОНСТРУКЦИЙ ДЛЯ ОСТЕОСИНТЕЗА КОСЫХ ДИАФИЗАРНЫХ ПЕРЕЛОМОВ БЕДРЕННОЙ КОСТИ

 

Проблема лечения переломов длинных трубчатых костей опорно-двигательного аппарата, скорейшего возвращения пострадавших к активной и полноценной трудовой и творческой деятельности остаётся в наше время важной и актуальной задачей. Эта проблема важна также и в социально-экономическом аспекте.

Основным фактором, который свидетельствует о результатах удачного оперативного лечения переломов длинных трубчатых костей, является надёжная стабилизация, прочная фиксация отломков костей, что существенно благоприятствует их своевременному сращению, заживлению повреждений, сокращению и совмещению периодов консолидации и реабилитации.

В работе приводятся результаты экспериментальных исследований стабильности металлических и металлополимерных систем, которые используются при остеосинтезе косых диафизарных переломов длинных трубчатых костей. Измерения проводились на специально разработанной и созданной установке, позволяющей реализовывать все виды простых, а также – основные виды сложных деформаций [1].

Исследование проведено на 36 препаратах бедренных костей, взятых при аутопсии у погибших вследствие несчастных случаев лиц в возрасте от 20 до 60 лет [5].

В целом проведено 6 серий опытов по 6 препаратов в каждой серии.

Поскольку в клинических условиях при косом переломе диафиза бедренной кости биотехническая система «кость-фиксатор» испытывает воздействие нагрузок сжатия, изгиба и кручения, испытания проведены для всех видов указанных нагрузок.

Исследования осуществлялись неразрушающими методами по усовершенствованной методике Lindal [6].

 

Рис. 1. Косой перелом диафиза бедренной кости, синтезированный КМПФ-2 (а); 10-ти винтовой пластиной АО (б); 10-ти винтовой двойной деротационной пластиной (в); тремя металлическими винтами (г); гвоздём Кюнчера с двумя проволочными серкляжами (д)

 

Сгибающий момент от 1 до 10 Нм прикладывался перепендикулярно продольной оси кости в медио-латеральном, латеро-медиальном, вентро-дорсальном и дорсо-вентральном направлениях. Прогиб препарата в сечении, где прикладывалась сгибающая сила измеряли в 2-х взаимно-перпендикулярных направлениях: вертикальном и горизонтальном с помощью индикатора часового типа с ценой деления 0,01 мм .

Практически во всех случаях исследований изгиб оказался не плоским, а косым, о чём свидетельствовали показания горизонтальных датчиков. Объясняется этот факт начальной кривизной продольной оси кости, спецификой её формы.

Как видно из графиков на рис. 2 наибольшее сопротивление к действию изгибающих нагрузок создаёт неповреждённая бедренная кость, в незначительной степени ей уступает биотехническая система «кость-фиксатор КМПФ-2», причём при использовании этого типа фиксатора сопротивление действию изгибающих нагрузок было одинаковым во всех 4-х взаимно перпендикулярных плоскостях.

 

Рис. 2. Кривые зависимости величины наибольшего прогиба препаратов целой бедренной кости (1); синтезированных КМПФ-2 (2); 10-ти винтовой пластиной АО (3); 10-ти винтовой двойной деротационной пластиной (4); тремя металлическими винтами (5); гвоздём Кюнчера с двумя проволочными серкляжами (6)

 

При испытаниях на сжатие оба конца препарата фиксировались специальными захватами. На рис. 3 представлены графические зависимости результатов испытаний на сжатие препаратов целой неповреждённой бедренной кости и синтезированных теми же типами фиксаторов, что и при испытаниях на изгиб.

 

Рис. 3. Кривые сопротивляемости сжатию препаратов целой бедренной кости (1); синтезированные КМПФ-2 (2); 10-ти винтовой пластиной АО (3); 10-ти винтовой двойной деротационной пластиной (4); тремя металлическими винтами (5); гвоздём Кюнчера с двумя проволочнымисеркляжами (6)

 

При испытаниях препаратов, которые были синтезированы тремя винтами, гвоздём Кюнчера с двумя проволочными серкляжами установлена их недостаточная сопротивляемость к действию продольных нагрузок, которые превышают N=750–1000 Н, что в клинических условиях соответствует среднему весу тела пациента.

На рис. 4 представлены графические зависимости результатов испытаний препаратов на кручение, показывающие как изменяется величина угла закручивания при изменении внешнего крутящего момента.

 

Рис. 4. Кривые сопротивляемости кручению препаратов целой бедренной кости (1); синтезированные КМПФ-2 (2); 10-ти винтовой пластиной АО (3); 10-ти винтовой двойной деротационной пластиной (4); тремя металлическими винтами (5); гвоздём Кюнчера с двумя проволочными серкляжами (6)

 

Результаты испытаний на кручение (рис. 4) свидетельствуют, что ближе всего к эталону проявили себя препараты, синтезированные КМПФ-2. Объясняется это конструктивными особенностями КМПФ-2, который при блокировании с компактным веществом кости создаёт стабильную биотехническую систему «кость-фиксатор-винты», в которой жёсткость самого стержня фиксатора при испытаниях на кручение играет главную роль.

Разработанные методики и проведенные экспериментальные исследования на натурных препаратах позволяют сделать выводы об эффективности и целесообразности использования той или иной модели фиксаторов, выбрать конструкцию, наиболее соответствующую созданию стабильного остеосинтеза.

Использование в клинических условиях исследованных конструкций позволило существенно сократить сроки лечения. Параллельно с травматологическими процедурами осуществлялся мониторинг и контроль пострадавших специалистами-кардиологами. Проводился постоянный ежедневный гемодинамический контроль (артериальное давление, частота сердечных сокращений, нарушения ритма, ЭКГ контроль), фиксация отклонений гомеостаза. Всё изложенное способствовало улучшению условий реабилитации пострадавших, позволило качественно изменить их состояние, ускорить их возвращение к активной трудовой деятельности.

 

Список использованных источников:

1. А.С. 1409250 СССР, МКИ А 61 В 17/58. Устройство для определения деформации костного образца / В.Л. Васюк, И.М. Рубленик, А.Г. Шайко-Шайковский, К.Д. Рединский (СССР). – № 4161940/28-14; Заявлено 16.12.86 г.; Опубл. 15.07.88 г., Бюл. № 26.

2. Абдрахманов А.Ж. Экспериментальное обоснование остеосинтеза межберцового синдесмоза проволокой / [А.Ж. Абдрахманов и др.] // Ортопедия, травматология. – 1990. – № 5. – С. 40–41.

3. Айвазян В.П. Применение закрытого антероградного интрамедуллярного остеосинтеза при диафизарных переломах бедренной и большеберцовой костей / В.П. Айвазян, А.Г. Чарчян, Г.А .Гумян // Ортопедия и травматология. – 1991. – № 10. – С. 44–46.

4. Рубленик І.М. Блокуючий інтрамедулярний металополімерний остеосинтез в лікуванні переломів кісток та їх наслідків / І.М. Рубленик, О.Г. Шайко-Шайковський, В.Л. Васюк. – Чернівці: обл. типогр, 2003. – 150 с.

5. Розинов В.М. Закрытый интрамедуллярный остеосинтез в системе хирургического лечения детей с диафизарными переломами бедренной кости / В.М. Розинов, С.И. Яндиев, И.А. Буркин // Вестник травматологии и ортопедии им. Н.Н. Приорова. 02010. – № 1. – С. 60–65.

6. Гайко Г.В. Интрамедуллярный блокирующий остеосинтез в лечении больных с расстройствами репаративного остеогенеза после диафизарных переломов / [Г.В. Гайко и др.] // Вісник ортопедії, травматології та протезування. – 2006. – № 4–5. – С. 5–13.

7. Lindal O. Acta orthop / O. Lindal. – 1970. – 21. – Р. 500–506.