Medline.ru - БИОМЕХАНИЧЕСКИЙ АНАЛИЗ СИСТЕМЫ "СЛОМАННАЯ КОСТЬ-РЕГЕНЕРАТ-ФИКСАТОР-МЫШЦЫ"

Биомеханический анализ при интрамедуллярном остеосинтезе переломов у человека представляет интерес во многих аспектах (характер прочностных взаимоотношений экстраоссальной мозоли и мышц, регенерата и гвоздя; оценка требований к жесткости и прочности гвоздя и т.д.). Теоретический анализ динамики взаимодействия фиксатора и мозоли при различных способах фиксации был проведен на основании наблюдений с применением методики тензодатчиков, фиксируемых на металлоконструкциях (Bourgois J. et al., 1981).

Применительно к интрамедуллярному остеосинтезу трудность интерпретации данных была связана с неопределенностью степени задела гвоздя с костью. Новым шагом в исследовании вопроса было изобретение и применение у пациентов телеметрического гвоздя (Muller M.E. et al.,1996). Однако, необходимость размещения в просвете гвоздя измерительных приспособлений вынуждает увеличивать размеры гвоздя и применять его с радикальным рассверливанием кости. В связи с этим информация, получаемая с помощью такого гвоздя, описывает лишь вариант наиболее жесткой интрамедуллярной фиксации.

Материал и методы.13 пациентам (взрослым мужчинам в возрасте от 19 до 53 лет) с поперечными диафизарными переломами бедренной кости, через две недели после предварительной репозиции и фиксации отломков в устройстве (А.С. СССР №1324662) производили ЗИО. По рентгенограммам с калиброметром Абдуева измеряли наружный и внутренний диаметры бедренной кости в наиболее узкой части ее диафиза. По известной методике (Гуляев В.А., 1971) измеряли размеры внешней мозоли при ее появлении (с конца третьй недели после перелома), через 4-6 недель после травмы (момент выписки из стационара); через 2-2.5-3 месяца (накануне включения в труд). При выписке из стационара и завершения амбулаторного лечения измеряли окружности обеих бедер и величину мышечного усилия, развиваемого четырехглавой мышцей бедра. Для этого больного усаживали на высокий стул, голени свисали через край сидения стула. Мышечное усилие измеряли с помощью динамометра ПДУ-2-02 с ценой деления, равной 0.01 кН. Динамометр укрепляли на суппорте, который фиксировали к горизонтальной планке. Последняя устанавливалась на расстоянии 30 см от щели коленного сустава. Усилие от голени к динамометру передавалось с помощью кожаной манжеты и стального тросика.

Сведения о модуле упругости регенерата на разных стадиях вторичного заживления переломов у человека, о допустимых разрушающих удлинениях регенерата заимствовали из литературы (Пуритис Ю.П., Янсон Х.А., 1979; Пфафрод Л.Ж. и соавт., 1988; Янсон Х.А., 1975). Параметры жесткости интрамедуллярных гвоздей определяли с путем измерений и расчетов. При анализе системы "сломанная кость-регенерат-фиксатор-мышцы" использовали формулы и расчеты, применяемые в технической механике (Феодосьев В.И., 1986; Ачеркан А.С., 1995).

Жесткость, т.е. способность сопротивляться деформациям, есть производное двух параметров: физического - упругости и геометрического, связанного с размерами и формой тела (В.И. Феодосьев, 1986). Жесткость на изгиб выражается формулой:

C = E * J,

где С - жесткость, Е - модуль упругости, J - момент инерции поперечного сечения.

Для круглого сечения жесткость определяется по формуле:

C = E * ((PI*r⁴)/4),

где r - радиус стержня.

Как видно из формулы жесткость стержня пропорциональна его упругости и возведенной в четвертую степень величине его радиуса. Из этой формулы с очевидностью следует, что при сращении без внешней мозоли - первичном заживлении - пределом жесткости костной спайки может быть жесткость здоровой кости.

С другой стороны, та же формула дает основание полагать, что при сращении с внешней мозолью - вторичном заживлении - по мере повышения модуля упругости регенерата его жесткость превосходит тот же показатель здоровой кости.

Принимая поперечное сечение бедренной кости и мозоли при интрамедуллярной фиксации за кольцо, рассчитали момент инерции кости и мозоли на основании измерения их наружного и внутреннего диаметра. Для поперечного сечения бедренной кости момент инерции определили по формуле:

J = 0.05*(D⁴ - d⁴),

где D - наружный, d - внутренний диаметр кости. Для регенерата:

J = 0.05*(Dp⁴ - Dk⁴),

где Dp - диаметр регенерата, Dk - диаметр кости.

По нашим расчетам, момент инерции мозоли (10,1 см⁴) более, чем в 4 раза превысил момент инерции здоровой кости (2,5 см⁴).

Сведения о модуле упругости регенерата на разных стадиях сращения и компактной бедренной кости заимствовали из литературных источников (Пуритис Ю.П., Янсон Х.А., 1979; Пфафрод Л.Ж. и соавт., 1988; Янсон Х.А., 1975).

Рассчитали жесткость регенерата на изгиб на ранних стадиях (первые рентгенологические признаки), через 5-6 недель (облаковидная мозоль), через 2,5-3 месяца (появление балочной структуры).

Соответственно расчетам, на ранних стадиях мозоль уступает здоровой кости в жесткости в 25÷50 раз. Через 5-6 недель жесткость мозоли приближается к жесткости кости. Спустя 2,5-3 месяца мозоль по жесткости превосходит здоровую кость.

Расчет переменной жесткости мышц здорового бедра показал, что по этому параметру мышечный пул не уступает бедренной кости:

Жесткость кости:

Ck=5*10²Hм²

Жесткость мышц:

Cм=5.6*10²Hм²

Следовательно, при максимальном сокращении мышц мышечная составляющая удваивает суммарную жесткость сегмента.Вместе с тем на стороне перелома сила четырехглавой мышцы через 5-6 недель после травмы составила 18,5%, через 25,-3 месяца - 68 % от силы одноименной мышцы на здоровой стороне .Соответственно, ниже и жесткость мышц поврежденного сегмента.

Таким образом, возрастание жесткости регенерата до значений, превосходящих жесткость здоровой кости, сочетается с замедленным восстановлением жесткости мышц. Суммарная жесткость поврежденного бедра по минимуму (при жесткости регенерата C=1.0*10²Hм²) к моменту выписки из стационара равна 1/5-1/3 того же параметра здорового бедра. К 2,5-3 месяцам суммарная жесткость бедренных сегментов на стороне перелома и парной стороне практически сравниваются (Cзд.б.=10.6*10²Hм²Cп.б.=10.0*10²Hм²) .

Расчеты относительного удлинения мозоли, угловой деформации на уровне перелома и нагрузок на гвоздь при изгибающем моменте Мu = 40 Hм показали, что на ранних стадиях нагрузки на гвоздь вдвое превышают его несущую способность. Следовательно, возможна пластическая деформация гвоздя. Однако такой изгибающий момент (пассивный, по Diel, 1976) может возникнуть лишь в момент выхода из наркоза или глубокого сна. При физических упражнениях в постели изгибающие нагрузки значительно ниже (Diel, 1976).

На момент выписки из стационара (5-6 недель) изгибающие нагрузки на гвоздь почти пятикратно меньше его несущей способности. В эти сроки на долю гвоздя приходится примерно 9% общей нагрузки, 91% берет на себя регенерат.

К 2,5-3 месяцам максимальные перемещения в интермедиарной зоне достигают значений, не препятствующих образованию интермедиарной костной спайки. Таким образом, изгибная жесткость регенерата при закрытой интрамедуллярной фиксации достигает жесткости здоровой кости еще до формирования интермедиарного сращения.

При открытом интрамедуллярном остеосинтезе в связи с асимметричной конфигурацией и меньшим размером мозоли ее момент инерции в 10 раз меньше, чем при закрытом. Соответственно этому жесткость мозоли десятикратно меньше. Биомеханический анализ подтверждает положение, соответственно которому избыточная жесткость мозоли есть мера компенсации замедленного восстановления мышц, поврежденных при переломе.

Физико-механические характеристики гвоздя утрачивают определяющую роль в общей жесткости системы "сломанная кость-регенерат-фиксатор" через 4-6 недель после ЗИО.

Таким образом, на основании проведенных исследований, мы пришли к следующим выводам:

- радикальное рассверливание костно-мозгового канала как способ повышения жесткости фиксации при закрытом интрамедуллярном остеосинтезе не представляется необходимым;
- при открытом интрамедуллярном остеосинтезе рассверливание оправдано, так как в связи с меньшей жесткостью мозоли значительно увеличивается амплитуда и возрастает продолжительность знакопеременных нагрузок на гвоздь.