Биомеханические системы внешней фиксации при лечении переломов большеберцовой кости




Скачать 264.66 Kb.
НазваниеБиомеханические системы внешней фиксации при лечении переломов большеберцовой кости
страница1/3
Дата15.10.2012
Размер264.66 Kb.
ТипАвтореферат
  1   2   3



На правах рукописи


ТКАЧЕВА Ангелина Владимировна


БИОМЕХАНИЧЕСКИЕ СИСТЕМЫ ВНЕШНЕЙ ФИКСАЦИИ

ПРИ ЛЕЧЕНИИ ПЕРЕЛОМОВ БОЛЬШЕБЕРЦОВОЙ КОСТИ


01.02.08 – биомеханика


Автореферат

диссертации на соискание ученой степени

кандидата физико-математических наук


Саратов – 2006

Работа выполнена на кафедре математической теории упругости и биомеханики ГОУ ВПО «Саратовский государственный университет им. Н.Г. Чернышевского»


Научный руководитель: доктор медицинских наук,

профессор Бейдик О.В.


Официальные оппоненты: доктор физико-математических наук,

профессор Скрипаль А.В. (Саратовский госуниверситет им. Н.Г. Чернышевского)


кандидат технических наук

профессор Акулич Ю.В. (Пермский государственный технический университет)


Ведущая организация: Московский государственный университет приборостроения и информатики


Защита состоится 28 декабря 2006 г. в 15.30 на заседании диссертационного совета Д 212.243.10 в Саратовском государственном университете им. Н.Г. Чернышевского по адресу: 410012, г. Саратов, ул. Астраханская, 83, корп.IX, ауд. 218.


С диссертацией можно ознакомиться в Зональной научной библиотеке Саратовского государственного университета им. Н.Г. Чернышевского

Автореферат разослан ___ноября 2006 г.


Ученый секретарь

диссертационного совета,

кандидат физ.-мат. наук, доцент Шевцова Ю.В.

ОБЩАЯ ХАРАКТЕРИСТИКА РАБОТЫ


Актуальность. Внешний чрескостный остеосинтез является эффективным методом лечения переломов трубчатых костей опорно-двигательного аппарата (Илизаров Г.А., 1982; Бейдик О.В., 2004; Шевцов В.И., 2005, Девятов А.А., 1990; Wagner H., 1994). Он предусматривает проведение фиксаторов в виде спиц и стержней через костные отломки и закрепление их свободных концов во внешних опорах аппарата остеосинтеза. Конструкция фиксаторов и аппарата обеспечивает возможность управления положением отломков с их необходимым сопоставлением при требуемой жесткости фиксации и последующей дистракции либо компрессии. Это улучшает процессы остеогенеза и регенерации костной ткани в зоне перелома, повышая эффективность его сращения и реабилитации больного. Одновременно сохраняется функциональная подвижность конечности и организма в целом, что нормализует протекание процессов обмена и уменьшает вероятность появления локальных воспалительных осложнений (Ли А.Д., 1983; Баширов Р.С., 2002; Соломин Л.Н., 2005; Steinemann S.G., 1988, Vidal J., 1970).

Реализация лечебных и реабилитационных преимуществ чрескостного остеосинтеза в значительной степени обусловлена жесткостью фиксации костных отломков для ограничения величины их перемещений и поворотов при действии функциональных нагрузок. Данные перемещения не должны превышать определенных значений, чтобы не вызвать травматизации образующегося костного регенерата, нарушения процессов его консолидации и сращения перелома. Жесткость фиксации зависит от конструкции и свойств материалов фиксаторов, схемы их расположения в аппарате остеосинтеза, от параметров других элементов аппарата. В то же время на выбор указанных характеристик влияют требования наименьшей травматичности и трудоемкости остеосинтеза, связанные с минимально возможным количеством фиксаторов определенных видов (Корж А.А., 1988; Городниченко А.И., 2000; Фурдюк В.В., 1997; Янсон И.А., 1985).

Попытки разрешения данной сложной многофакторной проблемы за счет поиска и применения различных концепций фиксации в отсутствие единого подхода к остеосинтезу не позволяют существенно уменьшить долю неудовлетворительных результатов лечения переломов. Это имеет особое значение в отношении костей голени, число переломов которых составляет наибольшую долю среди костных сегментов опорно-двигательного аппарата, достигая 35%. Причины данного положения связаны с биомеханическими особенностями берцовых костей, характеризуемых повышенными функциональными нагрузками, при значительной длине, небольшой площади сечения и малой толщине окружающих мягких тканей. В этих условиях недостаточная жесткость фиксации отломков наиболее нагруженной большеберцовой кости приводит к расшатыванию фиксаторов, локальному воспалению и разрушению костной ткани (Мюллер М.Е., 1996, Хелимский А.М., 1976; Либерман С.Б., 1976; Шевцов В.И., 2005).

До настоящего времени разработка общего подхода к выбору рациональных систем внешней фиксации остается незавершенной. При этом одним из эффективных путей выбора и обоснования схем фиксации при переломах трубчатых костей следует считать применение метода моделирования. Поэтому разработка наиболее полного и достоверного обоснования выбора систем внешней фиксации с необходимой жесткостью путем комплексного подхода к ее моделированию для повышения эффективности лечения переломов большеберцовой кости представляет актуальную задачу.


Цель работы: разработка биомеханического обоснования выбора рациональных систем внешней фиксации при лечении переломов большеберцовой кости с помощью комплексного подхода к моделированию остеосинтеза.

Задачи работы:

1. Провести математическое моделирование деформационного поведения фиксаторов под действием нагрузок при остеосинтезе большеберцовой кости.

2. Осуществить компьютерное моделирование напряженно-деформированного состояния систем внешней фиксации под нагрузкой в аппаратах остеосинтеза большеберцовой кости.

3. Провести биомеханическое моделирование характеристик жесткости систем внешней фиксации костных фрагментов большеберцовой кости путем экспериментального исследования моделей аппаратов остеосинтеза.

4. Разработать биотехнические рекомендации по выбору и применению рациональных систем внешней фиксации костных фрагментов с необходимой жесткостью в аппаратах остеосинтеза при лечении переломов большеберцовой кости.

Научная новизна. Впервые предложен комплексный подход к моделированию жесткости системы внешней фиксации отломков большеберцовой кости в аппаратах чрескостного остеосинтеза с использованием математического, компьютерного, биомеханического моделирования. Благодаря этому выявлены взаимосвязи характеристик напряженно-деформированного состояния и жесткости аппаратов с физио-биомеханическими и биомедицинскими параметрами системы фиксации, что позволило обосновать формирование стратегии и тактики остеосинтеза.

Впервые разработаны биотехнические рекомендации, имеющие вид таблицы, по выбору рациональной системы внешней фиксации в аппаратах остеосинтеза большеберцовой кости, обеспечивающие необходимую жесткость фиксации, учитывающие уровень функциональных нагрузок, состояние структуры и прочностные характеристики костной ткани, а также вид перелома.

Практическая ценность. Результаты работы могут быть использованы в практике отделений травматологии и ортопедии медицинских учреждений для повышения эффективности чрескостного остеосинтеза при лечении переломов и устранении деформаций большеберцовой кости и других костных сегментов опорно-двигательного аппарата.

Предложенный комплексный подход к моделированию трех типов систем внешней фиксации фрагментов большеберцовой кости в аппаратах остеосинтеза показал, что консольно-сквозная стержневая система обеспечивает наилучшую жесткость фиксации, так как консольно-стержневая и спицевая системы характеризуются меньшими значениями жесткости.

Разработанные биомеханические рекомендации по созданию и применению систем внешней фиксации с использованием комплексного подхода к их моделированию позволяют всесторонне обосновать формирование стратегии и тактики остеосинтеза. Это характеризуется рациональным выбором вида и числа фиксаторов, а также системы их расположения в аппарате остеосинтеза для получения необходимой величины жесткости фиксации и ее равномерности, обеспечивающих эффективное лечение переломов и устранение деформаций большеберцовой кости, а также и других костных сегментов опорно-двигательного аппарата.


Положения, выносимые на защиту.

1. Деформационные характеристики стержневых фиксаторов при функциональных нагрузках большеберцовой кости в условиях остеосинтеза аппаратами внешней фиксации превосходят показатели спицевых фиксаторов в тех же условиях, что позволило с помощью компьютерного моделирования выбрать в качестве стратегии стержневую фиксацию.

2. Наибольшую жесткость по сравнению с другими типами аппаратов имеют аппараты с консольно-сквозной стержневой фиксацией, что было установлено с помощью компьютерного моделирования. Это определяет рациональный выбор как тактики остеосинтеза.

3. Наиболее близкие к действительным значения перемещений и поворотов фрагментов реальной большеберцовой кости при нагружении функциональными силами были получены с помощью биомеханического моделирования, что выявило наибольшую жесткость и равномерность жесткости системы фиксации консольно-сквозного стержневого аппарата.

4. Результаты комплексного моделирования как биомеханическое обоснование рекомендаций по выбору рациональной системы внешней фиксации отломков большеберцовой кости с необходимой жесткостью при использовании характеристик массы больного, степени остеопороза и вида перелома.

Реализация результатов работы. Комплексный подход к моделированию систем внешней фиксации внедрен в работу отделений травматологии и ортопедии ММУ «Городская клиническая больница №2», ММУ «Городская клиническая больница №9» г. Саратова, в учебный процесс кафедры травматологии, ортопедии и ВПХ СГМУ.

Апробация работы. Основные материалы работы докладывались на III осенней научно-практической конференции студентов и молодых ученых «Молодежь и наука: итоги и перспективы» (г. Саратов, СГМУ, 2005), на VIII съезде травматологов и ортопедов России (г. Самара, 2006), на 67-й весенней научно-практической конференции студентов и молодых специалистов СГМУ: «Молодые ученые – здравоохранению региона» (г. Саратов, 2006), на Всероссийской научно- практической конференции молодых ученых, посвященной 85-летию со дня рождения академика Г.А. Илизарова и 35-летию Российского научного центра «Восстановительная травматология и ортопедия» (г. Курган, 2006).

Публикации. По теме диссертации опубликовано 11 научных работ, в том числе 3 работы в журналах из списка, рекомендованных ВАК, и 8 работ в других изданиях.

Структура и объем диссертации. Работа состоит их введения, пяти глав, выводов и заключения. Общий объем работы составляет 152 страниц, включая 25 рисунков, 13 таблиц, 19 страниц библиографии, содержащей 167 наименований.

СОДЕРЖАНИЕ РАБОТЫ

Введение характеризует актуальность диссертации, цель и задачи работы, положения, выносимые на защиту, научную новизну работы, практическую ценность и реализацию результатов, апробацию работы, ее краткое содержание.

Глава 1 содержит данные обзора и анализа современных исследований и разработок по особенностям биомеханики голени и ее большеберцовой кости, по чрескостному остеосинтезу и внешней фиксации костных отломков при лечении переломов. Даются экспериментально обоснованные допустимые перемещения и повороты отломков, составляющие 3 мм и 2о, которые не вызывают травматизации костного регенерата.

Приводятся сведения о результатах отдельных исследований по моделированию жесткости для обоснования фиксации некоторых костных сегментов конечности, отмечается сложность решения данной многофакторной задачи.

По итогам обзора и анализа путей совершенствования внешней фиксации обоснованы и сформулированы предположения о возможности существенного повышения жесткости и стабильности фиксации отломков большеберцовой кости при лечении переломов за счет комплексного подхода к моделированию с формированием стратегии и тактики остеосинтеза.

В главе 2 содержатся методика и результаты математического моделирования жесткости спицевых и стержневых фиксаторов при их нагружении силами и моментами, соответствующими известным значениям функциональной нагрузки большеберцовой кости. Жесткость фиксаторов рассматривается как их способность оказывать сопротивление деформации под действием функциональных нагрузок и моделируется при использовании положений сопротивления материалов (Степин П.А., 1988; Феодосьев В.И., 2003). Оценка жесткости производится по расчетным значениям наибольших перемещений и поворотов сечения фиксаторов под нагрузкой.

Спицевые фиксаторы испытывают действие поперечных сил от функциональных нагрузок на костный отломок. В этих условиях жесткость спицы при изгибе рассматривается как важнейшая биомеханическая характеристика фиксаторов и определяется выражением:

, (1)

где Ссп – изгибная жесткость спицы, кгс∙мм2, Е = 2,1∙104 кгс/мм2 – модуль упругости материала спицы – стали 12Х18Н10Т, Iсп = 0,25 мм4 момент инерции круглого сечения спицы диаметром 1,5 мм.

кгс∙мм2.

Изгибная жесткость костного отломка на несколько порядков превышает жесткость спицевых и стержневых фиксаторов. Поэтому отломок в составе моделей аппаратов остеосинтеза принимается абсолютно жестким.

Жесткость спицевой фиксации отломка большеберцовой кости определяется для условий деформации нагруженного растянуто-изогнутого стержня с жестко защемленными концами. При этом влияние нагрузки на прогиб упругой линии оси стержня при определенных условиях выражается дифференциальным уравнением:

, (2)

где y – прогиб спицы, мм, S – продольная растягивающая сила, кгс, q(x) – поперечная распределенная нагрузка, которая представляет функцию абсциссы x, совпадающей с осью недеформированной спицы, кгс.

В процессе выполнения конечностью опорных и двигательных функций спица может испытывать прямосимметричное нагружение сосредоточенной силой и кососимметричное нагружение сосредоточенным изгибающим моментом.

Прямосимметричное нагружение спицы сосредоточенной нагрузкой Р с ее предварительным натяжением силой S создает наибольший прогиб уmax в середине ее пролета 2R.

Величина данного прогиба определяется из выражения, полученного в результате интегрирования уравнения (2):

. (3)

Численное нахождение прогиба выполняется с учетом имеющихся биотехнических данных: Р = 50 кгс – наибольшая осевая сила, действующая на кость при движениях больного средней массой 75 кг, 2R = 150 мм – пролет двухопорной спицы, S = 100 кгс – сила предварительного натяжения спицы, ; – постоянные интегрирования.

Подстановка данных значений в выражение (3) дает величину прогиба: мм.

Кососимметричное нагружение спицы возникает в условиях действия на костный отломок пары сил с наибольшей величиной Р = 17 кгс, что при радиусе костного отломка r = 15 мм создает сосредоточенный изгибающий момент М = 500 кгс∙мм.

При данных условиях нагружения в середине пролета спицы происходит поворот сечения на угол θ и возникает прогиб у каждой половины пролета в противоположных направлениях.

Выражение, позволяющее определить максимальный прогиб , устанавливается путем интегрирования дифференциального уравнения (2):



Численное определение прогиба производится с учетом вышеприведенных данных: мм.

Угол поворота θ центрального сечения спицы устанавливается по формуле: рад = 5,3о.

Результаты моделирования показали, что жесткость спицевой фиксации при прямосимметричном нагружении значительно меньше, чем при кососимметричном.

В обоих случаях нагружения спицевых фиксаторов их максимальные значения прогиба и угла поворота сечения превышали значения, допустимые по биомедицинским критериям. Это требует увеличения числа спиц для фиксации костных отломков с необходимой жесткостью.

Стержневые фиксаторы подвергаются воздействию нагрузок, создающих условия изгиба, связанные с выражением (1). При этом изгибная жесткость стержневых фиксаторов из титанового сплава ВТ16 диаметром 6мм составляет: кгс∙мм2.

Жесткость стержневой фиксации определяется для изгибных деформаций, описываемых дифференциальным уравнением:

. (4)

Интегрирование данного уравнения при определенных граничных условиях позволяет установить значения перемещений и углов поворота стержневых фиксаторов под действием функциональной нагрузки. При этом рассматривается консольное расположение фиксаторов, а также их сквозное двухопорное расположение.

Консольный стержень обычно закрепляется непосредственно на внешней опоре либо на промежуточном кронштейне.

Непосредственно закрепленный на опоре стержень может быть нагружен поперечной силой и изгибающим моментом.

Поперечная сила может достигать величины Рmax = 50 кгс при рабочей длине стержня l = 60 мм и создает изгибающий момент в произвольном сечении стержня, равный M(x) = –P (lx), что позволяет представить дифференциальное уравнение изгиба (4) в виде:

. (5)

Проведя интегрирование уравнения (5) дважды по х и учитывая граничные условия, рассчитываем значения максимального прогиба уmax и угла поворота θmax стержня-фиксатора:

мм; .

Изгибающий момент, прикладываемый к стержню костным отломком, может быть равен М = 500 кгс∙мм, в произвольном сечении его величина составляет: М(х) = – М = const .

Дифференциальное уравнение изгиба стержня (4) при этом принимает вид:

,

после интегрирования которого дважды по х с учетом граничных условий находим расчетные формулы и определяем максимальные значения прогиба и угла поворота: мм; .

Закрепленный на кронштейне внешней опоры стержень характеризуется жестким соединением кронштейна с опорой и со стержнем-фиксатором, он изготовляется из стали 12Х18Н10Т, имеет форму стержня диаметром d = 6 мм, длиной l2 = 15 мм.

При нагружении такой комбинированной стержневой системы возникающие деформации в рассматриваемом сечении определяются с помощью интеграла Мора. Применительно к данной системе, работающей преимущественно на изгиб, интеграл принимает вид:

.

После подстановки в вышеуказанное уравнение формул изгибающих моментов получим выражения для определения максимальных значений перемещения и угла поворота: мм, .

Полученные показатели жесткости консольно-стержневой фиксации показали, что закрепление стержня на кронштейне по сравнению с непосредственным закреплением на опоре создает относительное увеличение максимального прогиба, равное , при этом углы поворотов концевых сечений стержня имеют значения близкие к 2,7о.

Превышение угла поворота стержня над допустимым значением требует фиксации костных отломков с использованием дополнительных консольных стержневых фиксаторов.

Сквозной двухопорный стержень при фиксации отломков большеберцовой кости чаще всего имеет жесткое закрепление на опорах и может быть нагружен поперечной сосредоточенной силой, а также сосредоточенным изгибающим моментом.

Нагружение данного стержня внешними силами создает в системе появление такого количества внутренних силовых факторов, что определение прогибов стержня становится статически неопределимой задачей. Решение таких задач требует применение специальных методов, из которых для данной нагружаемой системы наиболее рациональным является метод сил.

Поперечная сосредоточенная сила, действующая на сквозной двухопорный стержень при фиксации большеберцовой кости, может составлять допустимую величину Р = 34 кгс и быть приложенной симметрично пролету стержня длиной l = 150 мм. Это создает в системе опорные моменты и реакции, после определения которых и подстановки в дифференциальное уравнение изгиба стержня (4), получим его вид для соответствующих сечений стержня:

при ; при .

Решая эти уравнения с учетом граничных условий, получим выражения для расчета максимального прогиба уmax и угла поворота θmax: мм, о.

Изгибающий сосредоточенный момент М = 500 кгс∙мм, создает в системе двухопорного стержня опорные реакции, определение которых и подстановка в дифференциальное уравнение изгиба стержня (4) придает ему вид для соответствующих сечений стержня:

при ., при .

Решая эти уравнения с учетом граничных условий получаем следующие значения максимального прогиба уmax и угла поворота θmax: мм,о.

Итоги математического моделирования деформационного поведения фиксаторов позволяют обосновать выбор стратегии остеосинтеза переломов большеберцовой кости. Спицевая фиксация целесообразна для условий пониженной плотности и прочности костной ткани, невысоких функциональных нагрузок; консольно-стержневая фиксация с меньшим числом фиксаторов следует применять при средних значениях нагрузки и прочности костной ткани; двухуровневая стержневая фиксация с использованием консольных сквозных стержней рекомендуется для больших функциональных нагрузок, предупреждая травматизацию костного регенерата и других биоструктур.


  1   2   3

Похожие:

Биомеханические системы внешней фиксации при лечении переломов большеберцовой кости iconСовременные методы остеосинтеза
Остеосинтез оперативное соединение обломков костей. Применяется при лечении свежих, несросшихся, неправильно сросшихся переломов...
Биомеханические системы внешней фиксации при лечении переломов большеберцовой кости iconБиомеханическое обоснование систем чрескостного остеосинтеза при лечении переломов и деформаций пяточной кости
...
Биомеханические системы внешней фиксации при лечении переломов большеберцовой кости iconТяжолоатлеты,культыристы,пауэрлифтеры: в чем их различия
Мышца прикрепляется к костному рычагу с помощью сухожилия. Часто путают "сухожилия" и "связки". Чтобы проще было разграничивать их,...
Биомеханические системы внешней фиксации при лечении переломов большеберцовой кости iconОбоснование использования отечественного биокомпозиционного препарата коллапан в комплексном лечении переломов и ложных суставов длинных трубчатых костей
С. П. Миронова ею страдает 10% взрослого населения, а число вновь заболевших ежегодно увеличивается на 30%, при этом среди всех случаев...
Биомеханические системы внешней фиксации при лечении переломов большеберцовой кости iconАнатомо-физиологические и биомеханические особенности стопы
Кости переднего отдела стопы принимают участие в образо­вании плюсне-фаланговых и межфаланговых суставов, играющих важную роль в...
Биомеханические системы внешней фиксации при лечении переломов большеберцовой кости iconОперативное лечение полисегментарных переломов при множественной и сочетанной травме
«Оперативное лечение полисегментарных переломов при множественной и сочетанной травме»
Биомеханические системы внешней фиксации при лечении переломов большеберцовой кости iconМетодические рекомендации для контролируемой
Прямой и непрямой остеогенез: развитие кости из мезенхимы, развитие кости на месте хряща
Биомеханические системы внешней фиксации при лечении переломов большеберцовой кости iconБ. В. Богомыслов в статье описана возможность применения трансперсональной ретроспекции (тпрс) в лечении психосоматических заболеваний. В основе метода лежит использование способности личности в измененном состоянии с
При сочетании тпрс с психоэнерготерапией отмечена высокая эффективность в лечении ряда заболеваний
Биомеханические системы внешней фиксации при лечении переломов большеберцовой кости iconПлан Понятие внешней среды и его роль в концепции менеджмента Структура внешней среды организации
Цель: Рассмотреть основные составляющие внутренней и внешней среды, и влияние их на деятельность предприятия
Биомеханические системы внешней фиксации при лечении переломов большеберцовой кости iconК вопросу об образовании резцовой кости ( os intermaxillare ) у человека
Наши исследования позволяют предположить, что латеральная часть резцовой кости закладывается как самостоятельная кость, сливающаяся...
Разместите кнопку на своём сайте:
Библиотека


База данных защищена авторским правом ©lib.znate.ru 2014
обратиться к администрации
Библиотека
Главная страница