Федеральное агентство по науке и инновациям

САРАТОВСКИЙ ГОСУДАРСТВЕННЫЙ МЕДИЦИНСКИЙ УНИВЕРСИТЕТ РОСЗДРАВА

УДК 378 + 616.7 + 617.3 + 001.895

№ госрегистрации

Инв. №

СОГЛАСОВАНО УТВЕРЖДЕНО

Заместитель руководителя Ректор ГОУ ВПО Саратовский

Федерального агентства по науке государственный медицинский

и инновациям университет Росздрава _ И. П. Биленкина В.П.Глыбочко “_” _ 2006 г. “_” _ 2006 г.

МП МП ОТЧЕТ

О НАУЧНО-ИССЛЕДОВАТЕЛЬСКОЙ РАБОТЕ

по Государственному контракту от 6 марта 2006 года № 02.438.11. «Научно-организационное, методическое и техническое обеспечение организации и поддержки научно-образовательных центров в области здравоохранения и осуществление на основе комплексного использования материально-технических и кадровых возможностей совместных исследований и разработок»

(шифр 2006-РИ-16.0/017/054) Этап № “Развитие деятельности научно-образовательного центра” (окончательный) Часть

ПРИЛОЖЕНИЯ

Проректор по научноисследовательской работе СГМУ В.Н.Николенко Руководитель НИР, доктор мед.наук, профессор В.П.Морозов Саратов Оглавление Приложение 1

1.1 Отчет по теме НИР “Биомеханическое предоперационное планирование чрескостного остеосинтеза”

1.2 Отчет по теме НИР “Компьютерное моделирование и предоперационное планирование внешней фиксации переломов трубчатых костей конечностей” .............. 1.3 Отчет по теме НИР “Оптимизация лечения больных аппаратами внешней фиксации”

1.4 Отчет по теме НИР «Исследование и разработка проблем научно-методического и учебно-методического обеспечения подготовки специалистов в области травматологии и ортопедии»

Приложение 2

Приложение Отчеты по научно-исследовательским темам 1.1 Отчет по теме НИР “Биомеханическое предоперационное планирование чрескостного остеосинтеза” Отчет по теме НИР “Биомеханическое предоперационное планирование чрескостного остеосинтеза” Исполнители: Морозов В.П., Бейдик О.В., Левченко К.К., Эдиев М.С., Адамович Г.А., Барабаш А.П.

Научный руководитель: Бейдик О.В.

Реферат Отчет: 37 стр., 6 рис.

ЧРЕСКОСТНЫЙ ОСТЕОСИНТЕЗ, ЭКСПЕРИМЕНТАЛЬНОЕ ИССЛЕДОВАНИЕ,

БИОМЕХАНИКА, НАГРУЗКА, СТАБИЛЬНОСТЬ ФИКСАЦИИ, ЖЕСТКОСТЬ ФИКСАЦИИ,

РАВНОМЕРНОСТЬ ЖЕСТКОСТИ ФИКСАЦИИ.

Работа по биомеханическому предоперационному планированию чрескостного остеосинтеза выполнена в рамках проекта по созданию научно-образовательного центра в области травматологии и ортопедии по целевой научно-технической программе «Исследования и разработки по приоритетным направлениям развития науки и техники» на 2002-2006 годы, по Гоосударственному контракту от 6 марта 2006 года № 02.438.11.7036.

Объектом исследования явились модели различных вариантов чрескостного остеосинтеза переломов длинных трубчатых костей.

Цель работы – разработка наиболее эффективных вариантов чрескостного остеосинтеза переломов длинных трубчатых костей, обеспечивающих оптимальные биомеханические условия для сращения, на основании данных экспериментальных исследований.

За истекший период совместных исследований для определения фиксирующих способностей различных вариантов, разработанных нами схем чрескостного остеосинтеза длинных трубчатых костей, нами были проведены экспериментальные биомеханические испытания. Для проведения последних предварительно были изготовлены 20 макетов чрескостного остеосинтеза переломов длинной трубчатой кости. Определяли смещения фрагментов перелома относительно друг друга в зависимости от приложенной статической нагрузки в условиях сжатия, изгиба и кручения. Эксперименты проводились при помощи разрывной машины Р-5 и разработанных приспособлений для сжатия, изгиба и кручения.

Новизна. В результате проведенных исследований предложен новый оригинальный способ комбинированного остеосинтеза костей голени. Последний применен в лечении 35 больных.

По результатам работы по этой НИР отправлены совместные тезисы на юбилейную Всероссийскую научно-практическую конференцию с международным участием “Актуальные вопросы травматологии и ортопедии” (20-22 сентября 2006 года, C.Петербург), авторы Морозов В.П. Пучиньян Д.М. Эдиев М.С. Каратикенов А.С. “Новые возможности в лечении диафизарных переломов голени методом комбинированного остеосинтеза”. Опубликованные совместные работы по результатам данной НИР даны в Приложении П.

Введение Лечение больных с диафизарными переломами костей голени остается до настоящего времени трудной и далеко не решенной проблемой (Колесников Ю.П. с соавт, 1993; Коцкович И.М. с соавт., 1993; Karlssstrom G. et al., 1983). Этот вид повреждения составляет 28,2-36,6% и не имеет тенденции к снижению (Трубников В.Ф. с соавт., 1983; Бэц Г.В. с соавт., 1988;

Коваленко Н.А. с соавт., 1993; Mennen U., Grabe R.P., 1980), а при сочетанных травмах доля диафизарных переломов голени достигает 42,0-50,7% (Никитин Г.Д. с соавт., 1986;

Бондаренко А.В. с соавт., 1997).

Социальная значимость этой проблемы заключается в том, что наиболее часто страдают лица трудоспособного возраста. Нередко отмечаются несращенные переломы и ложные суставы. Высок процент пострадавших, переведенных на инвалидность. Так по данным Н.И.

Реут (1985), А.А. Белякова с соавт. (1991) первичная инвалидность при таких переломах составила 28,3%- 35,0%.

Приведенные данные литературных источников и исследования различных авторов свидетельствуют о необходимости поиска новых путей совершенствования известных и разработки новых методов оперативного лечения больных с диафизарными переломами голени.

Широко применяемая в настоящее время методика накостного остеосинтеза массивными пластинами, по мнению ряда авторов (Анкин Л.Н., Анкин Н.Л., 1995; Kafka V., 1993; и другие), является травматичной, поскольку для неё характерны нарушения кровообращения, развитие остеопороза под пластиной, потенциальная опасность задержки консолидации. Последняя объясняется, наряду с прочими причинами, механической жёсткостью накостного остеосинтеза, препятствующей упругой микроподвижности фрагментов и нагрузке на регенерат.

В последнее десятилетие широкое распространение в травматологии и ортопедии получил метод чрескостного остеосинтеза. Накоплен опыт применения компрессионно-дистракционных аппаратов (Илизаров Г.А., 1951; Гудушаури О.Н., 1968; Калнберз В.К., 1981; Волков М.В., Оганесян О.В., 1983; Краснов А.Ф. с соавт., 1990; Складчиков Ю.М., 1994) при травме опорнодвигательного аппарата. Благодаря его применению появилась возможность одновременного создания оптимальных механических и функциональных условий для сращения костных фрагментов (Илизаров Г.А., 1967; Швед С.И. с соавт., 1993; Paley D. et al., 1989; Muller M.E. et al., 1996).

В процессе применения данного метода, наряду с явными достоинствами, были выявлены его недостатки. Одни из них носили технический характер и были связаны со сложностью предлагаемых конструкций аппаратов и трудоемкостью их применения (Ткаченко С.С., 1987;

Морозов В.П., 1993; Бутовский К.Г. с соавт., 1997). Другие были обусловлены сложностью техники наложения аппаратов, закрытой репозиции костных фрагментов и длительностью репозиционного периода (Жаденов И.И. с соавт., 1985; Введенский С.П., 1988; Складчиков Ю.М., 1994; Legaye G. et al., 1988).

Нерешенными остаются вопросы обеспечения анатомически точной закрытой репозиции и стабильной фиксации отломков при диафизарных переломах костей голени (Прокин Б.М. с соавт., 1989; Морозов В.П., 1991). С современных позиций одним из условий успешного оперативного лечения больных с переломами длинных трубчатых костей является точное сопоставление костных фрагментов и раннее восстановление функции поврежденной конечности, что во многом связано с включением ранней ходьбы и осевой нагрузки (Прокопова Л.В., 1989; Ковтун В.В., 1990). Поэтому многие вопросы репозиции отломков, способов наложения компрессионно-дистракционых аппаратов, применения комплекса лечебнопрофилактических мероприятий в послеоперационном периоде нуждаются в дальнейшей разработке и совершенствовании. Целью настоящей работы явилась разработка наиболее эффективных вариантов чрескостного остеосинтеза переломов длинных трубчатых костей, обеспечивающих оптимальные биомеханические условия для сращения, на основании данных экспериментальных исследований.

1 Материал и методы исследования Для решения задачи усовершенствования методики остеосинтеза переломов костей голени и разработки соответствующих фиксаторов на основе оптимизации их биомеханических возможностей нами были проведены теоретические и экспериментальные исследования. Биомеханические испытания и математические расчеты проводились в ООО «Научный центр «Приоритетные технологии» с использованием базы лаборатории Вакуумно-сварочной техники кафедры «Электронное машиностроение» Саратовского государственного технического университета под научно-методическим руководством заведующего лабораторией С.В.Семенова и заведующего кафедрой «Электронное машиностроение» доктора технических наук, профессора Г.В.Конюшкова.

С учётом данных, полученных при анализе литературы, нами были определены основные требования, которые должны предъявляться к конструкциям для остеосинтеза диафизарных переломов большеберцовой кости:

1. Выполнение максимально точной репозиции отломков.

2. Обеспечение надежной жесткости фиксации перелома, исключающей травматизацию формирующегося регенерата.

3. Минимальная травматичность при введении фиксатора.

4. Максимальная простота проведения операции.

5. Возможность неповреждающей микроподвижности отломков в допустимых пределах.

6. Возможность обеспечения ранней функции конечности, без ограничения движений в смежных суставах.

Одним из основных показателей фиксирующей способности конструкции для остеосинтеза является ее жесткость. Под жесткостью понимается способность конструкции испытывать деформации при нагрузке в определенных допустимых неразрушающих пределах. Жесткость системы конструкция-кость складывается из жесткости конструкции и кости, а также их взаимодействия под воздействием нагрузок. Жесткость кости весьма неопределенна и зависит как от конкретного случая, индивидуальных и возрастных особенностей, так и от механических свойств различных частей кости. Для губчатой кости предел смятия – для дистального метафиза - (0,88±0,2) - (0,97±0,3) кгс/мм2; для нижней трети диафиза - (1,31±0,2) – (1,49±0,8) кгс/мм2; для средней трети диафиза - (1,56±0,5) - (1,64±0,2) кгс/мм2. Кортикальная часть кости в 5-6 раз прочнее губчатой, а деформация ее меньше в 3-8 раз (Калнберз В.К., Янсон И.А.,1986;

Барабаш А.П., Соломин Л.Н., 1995).

Пределы деформации конструкции определяются исходя из предельных деформаций регенерата при остеосинтезе большеберцовой кости. В начале предельно допустимая деформация регенерата составляет 10-15%, а модуль упругости 1000-2000 кгс/см2. По мере минерализации (переход в стадию незрелой кости) для губчатой кости предельно допустимая деформация составляет 3-4%, а для компактной кости 1-1,5%. Поэтому требования, предъявляемые к неразрушающей деформации регенерата составляют не более 3% деформации для губчатого и 1% для кортикального регенерата. Итак, максимально возможная деформация регенерата должна быть не более 1% при максимально возможной нагрузке, что и должна обеспечивать конструкция для остеосинтеза (Пичхадзе Р.М., 1988; Попсуйшапка А.К., Павленко С.И., 1989; Попсуйшапка А.К., 1990; Корж А.А., Попсуйшапка А.К., 1990; Brandeisky J.A., Sherman M., Lenet M., 1989).

Максимальная нагрузка на регенерат определяется следующим образом. Примем массу больного в среднем равной 70 кг. В положении стоя вес распределяется на две нижние конечности и на каждую приходится в среднем по 35 кг. При ходьбе по ровной поверхности нагрузка на нижнюю конечность превышает массу тела примерно в четыре раза, поэтому конструкция должна обеспечивать стабильную фиксацию при статической нагрузке в 140 кг.

Конструкция должна обеспечивать стабильную фиксацию при максимальной нагрузке с деформацией регенерата не более 1%. При этом возникает вопрос об относительных деформациях регенерата. При деформации конструкции вся деформация будет приходиться на менее прочную часть кости – регенерат. Можно принять, что относительная деформация регенерата определяется относительно толщины регенерата. Но толщина регенерата зависит от особенностей перелома, которые весьма различны. При ходьбе зона перелома диафиза большеберцовой кости испытывает различные сложные виды напряженного состояния. Любой вид напряженного состояния можно разложить на простейшие виды: сжатие, растяжение, сдвиг, кручение. При воздействии нагрузки вдоль биомеханической оси голени (положение стоя) место перелома испытывает напряженное состояние сжатия. При ходьбе появляется напряжения изгиба и кручения. Поэтому необходимо рассматривать три основных вида напряженного состояния – изгиб, сжатие и кручение.

При изгибе возникает опасность разъединения костных фрагментов по ширине. Во избежание такого разъединения необходимо силу предварительного стягивания костных фрагментов приложить в двух наиболее удалённых друг от друга точках линии перелома.

Необходимо либо теоретически, либо экспериментально найти зависимость относительной деформации регенерата от деформации конструкции. Теоретическое решение этой задачи представляется малодостоверным, что объясняется как сложностью задачи, так и наличием больших допущений и погрешностей, обесценивающих решение задачи. Ввиду сложности расчетов наиболее приемлемые в практическом отношении результаты биомеханических исследований можно получить экспериментальным путем.

Экспериментальные исследования проводились на трупных костях и макетах большеберцовой кости из древесины дуба с круглой формой поперечного сечения, а плоскость перелома принимали за косую.

Деревянный макет использовался с целью исключения погрешности в результатах испытаний, так как кость имеет различный диаметр в зависимости от уровня и направления введения в нее спицы. При этом деформативные свойства дуба и компактной костной ткани практически не отличаются друг от друга (Кнетс И.В. и соавт.,1980). Испытания полых цилиндрических образцов из древисины дуба не представляется возможным ввиду большой вероятности легкого растрескивания образцов в процессе испытания. Экспериментальным исследованиям предшествовало теоретическое обоснование.

1.1 Моделирование различных вариантов остеосинтеза переломов большеберцовой кости Для сравнения прочности различных видов фиксации были изучены 4 модели остеосинтеза косых переломов диафиза большеберцовой кости различными конструкциями. Остеосинтез проводился на свежих трупных костях и цилиндрических моделях из древесины дуба.

Прочностные свойства моделей из дуба были сопоставимы с прочностью нативной кости (Кнетс И.В., Пфафрод Г.О., Саулгозис Ю.Ж., 1980). Перелом имитировали косым распилом диафиза в средней трети под углом 45.

В качестве контрольных моделей остеосинтеза приняты:

1. Погружной остеосинтез косого диафизарного перелома большеберцовой кости шурупами из титанового сплава ВТ-6 (с внешним 4,5 мм, высотой резьбы 1 мм, шаг резьбы мм, длиной резьбы 35 мм). Введение двух шурупов параллельно друг другу и перпендикулярно плоскости излома (распила). Сила компрессии между отломками принималась 25 кгс.

2. Тот же вариант погружного остеосинтеза с дополнительной внешней фиксацией модулем аппарата из двух полуколец с тремя спиральными спицами, проведённых перпендикулярно длинной оси большеберцовой кости ( 2 мм с участком со спиральной навивкой длиной 60 мм, внешним 2,4 мм, высотой навивки 0,2 мм, шагом навивки 10 мм.

3. Тот же вариант погружного остеосинтеза с дополнительной внешней фиксацией модулем аппарата второго варианта компоновки – три спицы Киршнера 2 мм проведённые под углом 60 друг к другу и к оси кости.

4. Тот же вариант погружного остеосинтеза с дополнительной внешней фиксацией модулем аппарата третьего варианта компоновки – в проксимальный и дистальный отломки вводились по одной или две спицы Киршнера во фронтальной плоскости перпендикулярно оси большеберцовой кости и по одному резьбовому стержневому консольному фиксатору в сагиттальной плоскости под углом 90 – 60 к оси кости. Спицы Киршнера крепились и натягивались в дугах аппарата Илизарова, а консольные стержни – на выносных внешних опорах (кронштейнах). При этом стыки полуколец внешних опор были ориентированы во фронтальной плоскости. Ряд биомеханических исследований признают такой вариант компоновки оптимальной (Матвеев Р.П., 1999; Корнилов Н.В., Соломин Л.Н.; 2003, 2005).

Строгий численный анализ вариантов фиксации деревянных макетов является сложной задачей и требует численных методов решения при помощи вычислительной техники, что представляется весьма сложной проблемой, ценность которой при переносе результатов на реальную большеберцовую кость вызывает сомнение в рамках нашей работы. В данном случае возможно провести качественный сравнительный анализ вариантов фиксации, применяя относительно несложные методы сопротивления материалов. Анализ будем проводить, разделяя систему конструкция-кость на составные части и сравнивая значимость каждой части в различных вариантах фиксации.

Теоретический анализ проводился для трех вариантов нагружения, выбранных для экспериментальных исследований.

Анализ вариантов фиксации проводили в следующей последовательности:

1. Анализ прочности заделки погружных элементов конструкций в массиве древесины (кости).

2. Анализ прочности элементов системы конструкция-кость.

3. Сравнительный анализ системы конструкция-кость.

Рассмотрим прочность заделки кортикального шурупа, спицы Киршнера, спицы со спиральной навивкой и резьбового консольного стержня.

Под предельной прочностью заделки будем понимать максимальную нагрузку, действующую на рассматриваемый погружной элемент до начала смятия древесины дуба. При смятии происходит значительной разрушение материала и значительные деформации в месте заделки. Проведем проверку условия смятия древесины. Предел смятия для древесины дуба равен 6,8 МПа (предел смятия компактной костной ткани равен 6,8-12,7 МПа).

Давление шурупом осуществляется вдоль оси шурупа его резьбой, а перепендикулярно оси шурупа половиной боковой цилиндрической поверхности, находящейся в древесине.

Максимальное усилие равно где Рmax – максимальное усилие, воздействующее на крепежный элемент, Н; Sк – площадь контакта крепежного элемента с древесиной, м2; см – предел смятия, Па.

Давление по резьбе по выражению (1) при Sк=12310-6 м2 (площадь контакта резьбы) найдем Рmax=836 Н. Учитывая, что предварительная компрессия шурупа равна 250 Н, то максимальная нагрузка равна 586 Н на один шуруп. Давление перпендикулярно оси по выражению (1) при Sк=17010-6 м2 (площадь половины боковой цилиндрической поверхности) найдем Рmax=1156 Н.

Давление спицей Киршнера может осуществляться только препендикулярно своей оси. По выражению (1) при Sк=15710-6 м2 (площадь половины боковой цилиндрической поверхности, находящейся в древесине) найдем Рmax=1067 Н для одной спицы Киршнера.

Давление спицей со спиральной навивкой может осуществляться препендикулярно и параллельно своей оси. Давление перпендикулярно оси практически совпадает с давлением спицы Киршнера. Давление параллельно оси по выражению (1) при Sк=5410-6 м2 (площадь контакта спирали, находящейся в древесине) найдем Рmax=367 Н для одной спицы со спиральной навивкой.

Давление резьбовым консольным стержнем осуществляется вдоль оси винта его резьбой, а перепендикулярно оси винта половиной боковой цилиндрической поверхности, находящейся в древесине. Давление по резьбе по выражению (1) при Sк=9210-6 м2 (площадь контакта резьбы) найдем Рmax=625 Н. Давление перпендикулярно оси по выражению (1) при Sк=11710-6 м (площадь половины боковой цилиндрической поверхности) найдем Рmax=795 Н.

Рассмотрим прочность при различных вариантах нагружения элементов в системе конструкция-кость для различных способов фиксации: деревянных цилиндрических макетов;

кортикальных шурупов; резьбовых опор между дугами аппарата Илизарова; спиц Киршнера и спиц со спиральной навивкой. Дуги от аппарата Илизарова ввиду их очевидной прочности будем считать абсолютно жесткими.

Деформация при сжатии (растяжении) определяется из закона Гука где L - деформация, м; L – длина элемента, м; Е – модуль упругости материала элемента, Па; Р – нагрузка, Н;.S – площадь поперечного сечения элемента, м2.

При изгибе элементов происходит смещение (перемещение) элементов для различных случаев заделки элементов.

Для заделки по рис. 2, а где h –смещение, м; Р – нагрузка, Н; I – главный момент инерции поперечного сечения элемента, м4; L – длина элемента, м.

Для заделки по рис. 2, б Главный момент инерции круглого поперечного сечения где d – диаметр поперечного сечения, м.

Для расчетов примем следующие исходные данные:

1) Статическая нагрузка на зону перелома диафиза большеберцовой кости Р=1400 Н.

2) Модуль упругости Е=116 ГПа для сплава ВТ-6.

3) Модуль упругости Е=200 ГПа для нержавеющей стали 12Х18Н9Т.

4) Модуль упругости Е=12 ГПа для древесины дуба.

Деформация при сжатии деревянных цилиндрических отломков диаметром 2510-3 м и длиной 12510-3 м по выражению (2) равна L=0,2910-3 м. При общей длине двух отломков L=0,5810-3 м Деформация при сжатии двух резьбовых опор между дугами от аппарата Илизарова диаметром 410-3 м (исключая высоту резьбы) и длиной 13410-3 м по выражению (2) равна L=0,3710-3 м.

Главный момент инерции круглого поперечного сечения деревянных цилиндрических отломков диаметром 2510-3 м по (5) равен 119810-12 м4. Главный момент инерции круглого поперечного сечения кортикальных шурупов диаметром 2,510-3 м (исключая высоту резьбы) по (5) равен 31,410-12 м4. Главный момент инерции круглого поперечного сечения резьбовых стяжек между дугами от аппарата Илизарова диаметром 210-3 м (исключая высоту резьбы) по (5) равен 12,5610-12 м4.

Деформация при изгибе деревянных цилиндрических отломков диаметром 2510-3 м и длиной 12510-3 м по выражению (3) равна h=0,63410-3 м, а по выражению (4) равна h=0,0410- м. При общей длине двух отломков 25010-3 м по выражению (3) равна h=5,0710-3 м, а по выражению (4) равна h=0,3210-3 м.

Деформация при изгибе двух шурупов диаметром 2,510-3 м и длиной 3510-3 м по схеме на рис. 2, б и с размерами по схеме на рис. 2, а (принимая место заделки, не распределенной по телу древесины, а приходящаяся на середину заделки) по выражению (4) равна h=0,1710-3 м.

Деформация при изгибе двух резьбовых опор диаметром 210-3 м и длиной 13410-3 м по выражению (3) равна h=3,7210-3 м, а по выражению (4) равна h=0,2310-3 м.

На основании расчета заделки и прочности элементов системы конструкция-кость можно сделать следующие выводы:

1. Деформации в первом варианте фиксации при изгибе деревянных отломков и шурупов равны 0,63410-3 м и 0,1710-3 м соответственно, что показывает повышенную жесткость места соединения отломков. Отсюда следует, что величина деформации для первого варианта фиксации будет определяться изгибом деревянных образцов.

2. Деформации во втором, третьем и четвертом варианте фиксации при изгибе деревянных отломков и резьбовых опор равны 0,63410-3 м и 0,2310-3 м соответственно, что показывает повышенную жесткость участка между двумя дугами аппарата Илизарова. Отсюда следует, что величина деформации для второго, третьего и четвертого варианта фиксации будет определяться изгибом деревянных образцов.

3. Так как деформации при сжатии, изгибе и кручении всех вариантов фиксации будут преимущественно определяться деформацией деревянных образцов, то возможно рассмотрение системы конструкция-кость по частям при сжатии, изгибе и кручении. Это возможно при условии, что прочность заделки велика и позволяет обеспечить соответствующую жесткость участка соединения отломков.

4. Будем рассматривать следующие части: для первого варианта фиксации – область введения шурупов и оставшаяся область деревянных образцов; для второго варианта фиксации – область между спицами со спиральной навивкой и оставшаяся область деревянных образцов;

для третьего варианта фиксации – область между спицами и оставшаяся область деревянных образцов; для четвертого варианта фиксации – область между спицами Киршнера с резьбовыми консольными стержнями и оставшаяся область деревянных образцов.

Для проведения сравнительного анализа системы конструкция-кость необходимо разработать расчетные схемы. При разработке расчетных схем пространственные конструкции для удобства расчета были сведены к плоским системам в соответствии с методами и рекомендациями сопротивления материалов. Расчет вариантов фиксации в условиях кручения сводится к изгибным схемам и нагрузкам.

1.2 Сравнительная оценка прочности остеосинтеза при различных вариантах фиксации переломов Для определения смещения фрагментов перелома относительно друг друга в зависимости от приложенной статической нагрузки в условиях сжатия, изгиба и кручения нами проведено экспериментальное исследование.

Сравнивались между собой четыре вышеизложенных варианта фиксации, для каждого из которых испытывалось по три трупных кости и девять макетов из древесины дуба. Из трех трупных костей для каждого типа образцов одна исследовалась на сжатие, одна – на изгиб (нагрузка прикладывалась перпендикулярно к плоскости введения шурупов), одна - на кручение. Из девяти деревянных макетов для каждого типа образцов три исследовались на сжатие, три – на изгиб (нагрузка прикладывалась перпендикулярно к плоскости введения шурупов), три - на кручение.

Эксперименты проводились при помощи разрывной машины Р-5 и разработанных приспособлений для сжатия, изгиба и кручения. Приспособления позволяли закреплять образцы на столике разрывной машины и измерять смещение частей образцов.

При испытании на сжатие приложение нагрузки к образцу осуществлялось при помощи разрывной машины вдоль оси образца. Измерение смещения одной части кости относительно другой осуществлялось при помощи индикаторной головки с ценой деления 0,01 мм (погрешность ±0,005 мм). Смещение измерялось в направлении перпендикулярном оси кости.

Индикаторная головка крепилась в средней части кости при помощи хомута, что исключало влияние деформации самой кости вдоль ее оси. Так как кость распилена под углом 45° к своей оси, то смещение вдоль оси кости равно смещению в перпендикулярном направлении.

При испытании на изгиб приложение нагрузки к образцу осуществлялось при помощи разрывной машины перпендикулярно к плоскости введения шурупов. Измерение прогиба кости осуществлялось при помощи индикаторной головки с ценой деления 0,01 мм (погрешность ±0,005 мм). Индикаторная головка крепилась в приспособлении.

При испытании на кручение одна часть кости (мыщелковая область) испытывала ротационное движение относительно места распила кости в одном направлении, а другая часть (надлодыжечная область) испытывала ротационное движение в противоположном направлении.

Прямолинейное движение пуансона разрывной машины преобразовывалось при помощи приспособления в ротационное движение. Измерение угла смещения одной части кости относительно другой определялось посредством измерения линейного смещения частей оправки при помощи индикаторной головки с ценой деления 0,01 мм (погрешность ±0,005 мм).

При этом линейное смещение пересчитывалось в угловое смещение.

Для каждой трупной кости после приложения нагрузки были замерены площади распила кости. Замер осуществлялся путем измерения площади отпечатка распила кости на миллиметровой бумаге. Для деревянных образцов замер распила не осуществлялся ввиду одинакового диаметра всех образцов и относительной точности угла их распила в пределах точности метода определения площади распила.

На каждый эксперимент с деревянными макетами приходилось по три испытания, по результатам измерения которых находилось среднее арифметическое. Результаты исследований приведены на рис. 1-6.

Рис. 1. Зависимость величины смещения h (мм) частей кости от приложенной нагрузки P,,, – первый, второй, третий и четвертый вариант фиксации Анализируя результаты нагружений на рис. 1-6, можно наглядно увидеть преимущество третьего и четвертого вариантов фиксации перелома (более прочная фиксация) по сравнению с первым и вторым вариантами. При этом четвертый вариант обладает наибольшей прочностью фиксации. Различие между прочностью фиксации наиболее заметны в первом и четвёртом вариантах.

Рис. 2. Зависимость средней арифметической величины смещения h (мм) частей кости от приложенной нагрузки P (кгс) при сжатии для деревянных макетов,,, – первый, второй, третий и четвертый вариант фиксации Рис. 3. Зависимость величины смещения v (град) частей кости от приложенного крутящего момента М (кгcсм) при кручении для трупных костей.

,,, – первый, второй, третий и четвертый вариант фиксации Рис. 4. Зависимость средней арифметической величины смещения v (град) частей кости от приложенного крутящего момента М (кгcсм) при кручении для деревянных макетов.

,,, – первый, второй, третий и четвертый вариант фиксации Рис. 5. Зависимость величины смещения h (мм) частей кости от приложенной нагрузки P,,, – первый, второй, третий и четвертый вариант фиксации Рис. 6. Зависимость средней арифметической величины смещения h (мм) частей кости от приложенной нагрузки P (кгс) при изгибе для деревянных макетов.

,,, – первый, второй, третий и четвертый вариант фиксации Таким образом, анализ результатов показал, что:

1. Комбинированный остеосинтез позволяет достигнуть увеличения прочности фиксации винтами переломов большеберцовой кости в 1,5-2,5 раза по сравнению с фиксацией шурупами.

2. Проведение спицевых и стержневых фиксаторов ближе к зоне перелома большеберцовой кости (до 110 – 125 мм) позволяет повысить жесткость в 3-5 раз (по сравнению с фиксацией шурупами).

4. Оптимальным является четвёртый вариант фиксации, при этом наряду с достаточно высокой неповреждающей жёсткостью сохраняется определённый запас микроподвижности под воздействием динамических нагрузок, что открывает широкие возможности для функционального лечения.

2 Результаты лечения переломов костей голени по разработанной методике За отчетный период под нашим наблюдением находилось 76 больных с диафизарными переломами голени. 34-м больным было проведено лечение по разработанной методике комбинированного остеосинтеза. Эти пациенты составили основную группу клинических наблюдений. Возраст больных составлял от 15 до 76 лет, из них 10 мужчин и 24 женщины.

Клиническая оценка результатов.

Изучены ближайшие и отдаленные результаты лечения, оценка которых проводилась по 3-х бальной шкале оценок Любошица-Маттиса-Шварцберга (1980). Хорошие ближайшие результаты (на момент завершения амбулаторного лечения) достигнуты у 88,8 % больных, удовлетворительные у 11,1 % больных (при неполном соблюдении методики амбулаторного лечения у них отмечались незначительная болезненность в конечности или легкая отечность при длительной ходьбе). Умеренные контрактуры голеностопного сустава, не оказывающие заметного влияния на функцию конечности, отмечены у 4 больных. Незначительная атрофия мышц голени поврежденной конечности в отдалённом периоде отмечена у двух пациентов.

Контрактур коленного сустава не встречалось. Неудовлетворительных результатов в исследуемой группе не наблюдалось, то есть у всех пациентов в конечном итоге была достигнута полная консолидация перелома и полное восстановление трудоспособности в сроки сопоставимые с литературными данными.

Обращает на себя внимание то, что у наших пациентов не отмечалось существенных осложнений. Такой результат объясняется атравматичностью методики, при которой отсутствует прошивание функционирующих мышц, что исключило травматизацию тканей около спиц при функциональном лечении. Случаев несращений переломов, формирования ложных суставов, первичной инвалидизации больных после комбинированного остеосинтеза не было. В сравнении с контрольной клинической группой было достигнуто сокращение сроков лечения в среднем в 1,5 – 1,8 раз. Средние сроки фиксации в аппарате составляли 61,0±14, дней. Средние сроки сращения - 60,4 ± 7,2 дня. Средние сроки нетрудоспособности 100,5±17, дня. Средний срок стационарного лечения - 18,4±5,7 дня.

Для определения функционального состояния нижней конечности измерялся объем движений в коленном и голеностопном суставах, окружность конечности на уровне средней трети голени. Кроме того, оценивалось состояние регионарной гемодинамики по данным реовазографии.

2.1 Оценка регионарной гемодинамики при лечении диафизарных переломов костей голени Интенсивность кровенаполнения сосудов нижней конечности у больных с диафизарными переломами костей голени оценивалась по результатам реовазографии. Запись реограмм мы производили при помощи реографа Р4-02 с четырехканальным самописцем Н 3031- (производства СССР). Для регистрации продольной периферической реограммы использовали циркулярные электроды шириной 1 см, которые помещали на голень на расстоянии 25 см друг от друга. Выбор именно этого сегмента конечности не был случаен. Во-первых, шунтирующее влияние внешних и внутренних фиксаторов на голени вносит существенные искажения в результаты исследования. Во-вторых, изменения кровообращения наиболее выражены в дистальных по отношению к перелому отделах конечности (Фишкин В.И.,1981).

Реовазографическое исследование было выполнено у 22-х больных, прооперированных по методике комбинированного остеосинтеза.

Реовазографическое исследование было направлено на выяснение динамики состояния регионарного кровотока в травмированной конечности в сопоставлении с показателями кровообращения в коллатеральной конечности.

Для большей наглядности при рассмотрении динамики РИ мы использовали относительный показатель - отношение реографического индекса на оперированной конечности к реографическому индексу здоровой конечности (Джурко А.Д., 1988; Усольцева Н.В., 1984).

В первые 3 суток после операции у больных интенсивность кровенаполнения была значительно снижена - на 56-60% по сравнению с нормой. При визуальном анализе реограмм определялись признаки спазма крупных артерий (остроконечные систолические волны с быстрым подъемом и спуском реографической кривой, а также добавочные остроконечные волны). Через месяц после операции условия кровообращения в нижней конечности существенно улучшались. Отличие РИ от нормы не превышало 18-25%. К моменту прекращения фиксации аппаратом интенсивность кровенаполнения оставалась практически на том же уровне (р>0,05). Однако, у 4-х больных РИ был значительно выше по сравнению с