Высокий интерес к вопросу лечения переломов проксимального отдела бедренной кости обусловлен, прежде всего, тем, что по данным разных авторов, частота их в настоящее время составляет от 9 % до 45 % в структуре всех повреждений опорно-двигательной системы и от 20 до 38 % от всех переломов бедра [2, 7]. Частота их встречаемости после 60-ти лет достигает 72 %, что связано с остеопоретическими изменениями костей скелета, истончением их кортикального слоя, приводящими к хрупкости кости и переломам даже при незначительной травме [5].

В настоящее время при лечении переломов данной локализации используются 3 основных вида остеосинтеза: чрескостный, накостный и интрамедуллярный остеосинтез с блокированием. Каждый вид остеосинтеза имеет как преимущества, так и недостатки перед другими. Оптимальный выбор вида остеосинтеза и типа фиксатора определяет не только исходы лечения пациентов, но и качество их жизни, а также способствует снижению летальности в период после травмы [9]. Многие авторы считают высокоэффективным методом лечения переломов чрескостный остеосинтез, указывая при этом на ряд существенных его преимуществ. Основными преимуществами чрескостного остеосинтеза считается малоинвазивность, простота оперативного вмешательства, а также возможность использования у лиц с тяжелой сопутствующей патологией, в том числе у людей пожилого и старческого возраста [1]. Авторами предлагаются самые различные компоновки аппаратов внешней фиксации [10, 6]. Недостатками метода является трудности репозиции перелома, частое воспаление вокруг чрескостных элементов, необходимость тщательного ухода за аппаратом.

Использование накостной фиксации позволяет добиться хорошей репозиции отломков и надёжной фиксации перелома на весь период сращения. Однако его использование рекомендовано преимущественно при стабильных вертельных переломах бедренной кости, а также отсутствии тяжёлой соматической патологии у пациента [4]. Из недостатков накостного остеосинтеза выделяют достаточно высокую его травматичность, риск возникновения глубоких нагноений, необходимость повторного оперативного вмешательства для удаления металлоконструкции.

В настоящее время наибольшую популярность среди хирургов приобрёл интрамедуллярный остеосинтез с блокированием. Известны различные конструкции интрамедуллярных устройств (авторские свидетельства SU № 662082, № 405543, 1595494, патент RU № 2289351), а также интрамедуллярных устройств, широко используемых в нашей стране, выпускаемых зарубежными производителями (PFN, PFN-A, Gamma Nail, Affixus). Все они имеют схожую конструкцию, включающую протяженный цилиндрообразный корпус и блокирующие элементы фиксации. Среди преимуществ выделяют малоинвазивность метода, возможность осуществления остеосинтеза закрыто, применения при многооскольчатых переломах подвертельной области, при застарелых переломах и псевдоартрозах, высокую прочность фиксации, обеспечивающую раннюю мобильность пациентов. Операциями выбора, по мнению многих авторов, независимо от возраста и состояния пациента, являются остеосинтез с использованием накостного фиксатора DHS (динамический бедренный винт) и интрамедуллярных фиксаторов (PFN, PFN-A, Gamma Nail, Affixus и др.). Выбор способа фиксации перелома зачастую обусловлен опытом хирурга, тенденциями в клинике и экономическими соображениями.

Несмотря на использование активной хирургической тактики, неудовлетворительные исходы лечения наблюдаются у 16-40,1 % больных [8]. Улучшение исходов лечения больных, повышение социальной адаптации и качества их жизни является основной задачей стоящей перед хирургами.

В современной литературе имеются сообщения об использовании метода компьютерного моделирования переломов и изучения прочностных характеристик металлофиксаторов [3]. Решение проблемы видится нам в совершенствовании конструкций для остеосинтеза, с виртуальным прогнозированием их прочностных и фиксирующих характеристик, использовании малоинвазивных методик, сокращении времени операции за счёт упрощения и уменьшения её этапов, а при наличии застарелых или несросшихся переломов использование методов стимуляции остеогенеза.

Цель исследования

Улучшение исходов лечения пациентов с околосуставными переломами проксимального отдела бедренной кости за счёт создания блокированного интрамедуллярного фиксатора (патент РФ № 146659) с использованием виртуального расчёта параметров конструкции и подтверждения её надёжности.

Материалы и методы исследования

Проведено исследование напряженно-деформированного состояния системы кость-фиксатор для двух типов фиксаторов при разных типах нагружений. Для сравнения с разработанным интрамедуллярным стержнем для остеосинтеза переломов верхней трети бедренной кости использован стержень PFN-A.

Задачами предлагаемого интрамедуллярного устройства было следующее:

1. Избежать неудобства укладки пациента и трудоёмкости репозиции перелома.

2. Упростить подходы к введению стержня, исключить внутрисуставное введение блокирующих элементов, уменьшить число этапов оперативного вмешательства и тем самым сократить время пребывания пациента на операционном столе.

При моделировании предполагалось, что имплантаты изготовлены из нержавеющей стали с модулем Юнга 1.93∙1011 Па и коэффициентом Пуассона 0.33. Разброс модулей упругости костной ткани достаточно велик. Это объясняется различием в методах исследования, способом подготовки образцов и т.п. Тем не менее, большинство исследователей приходят к выводу, что модуль упругости трабекулярной кости на 20-30 % ниже модуля упругости кортикальной кости. Механические параметры трабекулярного и кортикального слоев были взяты из литературы. Считалось, что материалы фиксаторов и костной ткани являлись изотропными идеально-упругими. Такое предположение оправдано и используется другими авторами, когда проводится сравнительный анализ различных имплантатов с точки зрения механики. При расчетах учитывались большие деформации, которые могут возникать как в костной ткани, так и в фиксаторах, то есть, постановка задачи включала геометрическую нелинейность.

Численные расчеты проводились в системе Ansys (ANSYS, Inc.) 15.0 с использованием среды Workbench. Решались статические задачи о нагружении систем кость-фиксатор тремя типами нагрузок, прикладываемых к головке кости. Дистальный конец кости жестко закреплялся. При постановке и решении задач о взаимодействии костных отломков и фиксаторов между ними учитывалось контактное взаимодействием без трения. Резьба винтов не моделировалась. Между блокирующими винтами и костными отломками задавался контакт типа «bonded», исключающий их взаимное перемещение и скольжение.

Трехмерная модель стержня с проксимальным блокирующим винтом-шилом (патент РФ № 146659) была построена на основе чертежей и текстового описания в системе автоматизированного проектирования SolidWorks. Основные размеры стержня, его внешний вид показаны на рис. 1, А, Б. Длина стержня составила 170 мм, диаметр в дистальном отделе 9мм, диаметр проксимального торца равнялся 16 мм. Также построена модель интрамедуллярного стержня PFN-A. Изображение стержня PFN-A из официального буклета производителя стержней представлено на рис. 1, В, Г.

Рис. 1. А – линейные размеры и углы модели предлагаемого стержня;
Б – трехмерное изображение проксимальной части модели стержня;
В – изображение стержня PFN-A; Г – построенная трехмерная модель стержня PFN-A

На рис. 1 В синим цветом показана область применимости данного стержня. Этот стержень применим для остеосинтеза следующих типов переломов по классификации АО: чрезвертельные переломы (31-A1 и A2-31), межвертельные переломы (31-А3), высокие подвертельные переломы (32-А1).

Результаты исследования и их обсуждение

Произведён расчет статических задач теории упругости, описывающих контактное взаимодействие систем кость-фиксатор при трех видах нагрузок: осевая (700 Н), поперечная (100 Н) и скручивающая (10 Н·м) при подвертельном переломе (тип 32-1А).

Приведем результаты для напряженно-деформированного состояния системы кость-стержень PFN-A при трех исследованных нагрузках (рис. 2, А). Перемещения бедренной кости в случае установки стержня PFN-A нами были приняты в качестве «эталона» или «стандарта». Поля перемещений для исследуемого стержня с проксимальным винтом-шилом показаны на рис. 2, Б.

Рис. 2. А – Поля перемещений для стержня PFN-A трех рассмотренных нагрузок (слева-направо: осевая, поперечная сила и скручивающий момент); Б – Поля перемещений для стержня с винтом-шилом трех рассмотренных нагрузок

При сравнении максимального перемещения костных отломков для двух типов стержней и каждого вида нагрузки, можно отметить, что стабильность перелома для осевой и поперечной нагрузок в случае установки стержня с винтом-шилом не хуже, чем в случае установки стержня PFN-A. В случае скручивающего момента максимальные перемещения головки бедра для нового стержня составляют 1 мм против 0.4 мм для стержня PFN-A. Тем не менее, эти значения являются допустимыми.

Таблица 1

Максимальные перемещения костных отломков, мм

Таблица 2

Максимальные эффективные напряжения в стержнях, МПа

Далее были проанализированы эффективные напряжения, возникающие в исследованных стержнях (рис. 3).

Рис. 3. А – Эффективные напряжения в стержне PFN-A; Б – Эффективные напряжения в стержне с проксимальным винтом-шилом (слева-направо: осевая сила, поперечная сила, скручивающий момент)

При анализе напряжений можно отметить, что для обоих стержней наибольшие напряжения обнаруживаются на блокирующих винтах, а также в теле стержня.

Напряжения в стержне PFN-A оказались несколько ниже, чем в исследуемом стержне.

Учитывая полученные результаты, первоначальная трехмерная модель стержня с проксимальным блокирующим винтом-шилом (патент № 146659) была перестроена в системе автоматизированного проектирования SolidWorks. По сравнению с первоначальной моделью был изменен угол наклона винта-шила, а также его диаметр. На рис. 4 показана модель стержня с измененными параметрами.

Рис. 4. Новая модель интрамедуллярного стержня с винтом-шилом

Угол наклона к вертикали проксимального отдела стержня равен 28 °. Ранее этот угол составлял 20 °. Угол наклона винта-шила в новой модели составляет 40 °, ранее он был равен 45 °. Диаметр винта-шила в новой модели уменьшен до 5 мм. Таким образом, была повышена прочность проксимального отдела стержня. Другие основные размеры стержня остались без изменений.

При исследовании расчета жесткости фиксации новым стержнем с винтом шилом перелома типа 32-А1 вид нагружений остался прежним.

Рис. 5. Фиксатор с проксимальным винтом-шилом нового образца (осевая нагрузка 700 Н). А – Перемещения бедренной кости; Б – Эффективные напряжения

Были изучены и занесены в таблицу максимальные значения перемещения головки бедра для всех трех исследованных стержней представлены в табл. 3.

Таблица 3

Максимальные перемещения костных отломков (мм) в зависимости от вида нагружения при переломе типа 32-А1

Также проанализированы наибольшие значения эффективных напряжений в системе «кость-фиксатор» для трех исследованных стержней внесены в табл. 4.

Таблица 4

Максимальные эффективные напряжения в стержнях (МПа) в зависимости от вида нагружения

При анализе цифровых данных, полученных в результате компьютерного трёхмерного моделирования и исследования стабильности систем «кость-фиксатор» выявлено, что все три интрамедуллярных стержня показали схожую жесткость и стабильность при рассчитанных нагрузках. При этом новый стержень с проксимальным винтом-шилом по значениям перемещений оказался ближе к стержню PFN-A, выбранному в качестве «эталона».

Анализ эффективного напряжения в стержнях выявил, что новый стержень с винтом-шилом показал себя лучше, чем его прежняя модель. Напряжения в нем оказались ниже для всех трех нагрузок по сравнению с первоначальной моделью данного стержня, изученной на первом этапе исследования. С биомеханической точки зрения такая обновленная конструкция выглядит предпочтительнее. Учитывая виртуальные характеристики двух моделей по патенту РФ № 146659 слабым местом оказалось ротационное нагружение. Это учтено и в следующей модели шило-стержень было изменено на винт-шило (патент РФ № 158571).

Выводы

1. При создании конструкций для остеосинтеза переломов костей перед воплощением в их в физическую форму и применением в практике, теоретически изложенные в патентах преимущества новых устройств, должны проходить этап виртуального моделирования с использованием специализированных программных продуктов для изучения их стабильности и уточнения значений всех расчётных параметров.

2. Следование такому алгоритму позволило нам подтвердить эффективность предлагаемого интрамедуллярного устройства и рассчитать наиболее оптимальный угол наклона блокирующего элемента – винта-шила (40 ° вместо 45 °), скорректировать угол наклона проксимального отдела интрамедуллярного стержня до 28 °. Диаметр винта-шила в новой модели равен 5 мм против 10 мм в предыдущей модели, что повысило прочность проксимального отдела стержня.