Проблема хирургического лечения внесуставных (околосуставных) переломов проксимальной трети бедренной кости продолжает оставаться актуальной для травматологов-ортопедов. Это обусловлено, прежде всего, тем, что по данным разных авторов, частота их в настоящее время составляет от 9 % до 45 % в структуре повреждений опорно-двигательного аппарата и от 20 до 38 % от всех переломов бедра [1,7]. Остеопоретические изменения костей скелета после 60-ти лет достигают 72 %, что обуславливает истончение кортикального слоя костей и приводит к хрупкости кости и переломам даже при незначительной травме [6]. Консервативное лечение утратило свою актуальность в связи с неудовлетворительными результатами в 70–75 % наблюдений [4,5]. Однако, 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 являются основной задачей, стоящей перед хирургами.
Каждый вид остеосинтеза (чрескостный, накостный и интрамедуллярный) активно применяется в клинике, и у каждого имеются как преимущества, так и недостатки перед другими. Оптимальной выбор вида остеосинтеза и типа фиксатора определяет не только исходы лечения пациентов, но и качество их жизни [9,10].
В настоящее время наибольшую популярность среди хирургов приобрёл интрамедуллярный остеосинтез с блокированием. Известны различные конструкции интрамедуллярных устройств для остеосинтеза проксимального отдела бедренной кости (авторские свидетельства SU на изобретения №662082, №405543, 1595494, патент RU на изобретение №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, возможность применения при многооскольчатых переломах подвертельной области, при застарелых переломах и псевдоартрозах, высокую прочность фиксации, обеспечивающую раннюю мобильность пациентов [2,3].
Решение проблемы видится нам в совершенствовании конструкций для остеосинтеза, 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 лечения пациентов с околосуставными переломами верхней трети бедренной кости за счёт использования разработанного интрамедуллярного стержня.
Материалы и методы
При разработке нового интрамедуллярного устройства ставились задачи избежать неудобства укладки пациента и трудоёмкости репозиции перелома, 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.
Рис. 1. А – общий вид интрамедуллярного устройства, Б – вид устройства, установленного в бедренную кость
Разработанное интрамедуллярное устройство для остеосинтеза околосуставных переломов верхней трети бедренной кости состоит из протяженного цилиндрообразного корпуса. Проксимальный конец корпуса выполнен изогнутым под углом порядка 20–30° к продольной оси устройства. Корпус выполнен с плавно увеличивающимся до 1,5–2 раз диаметром в сторону проксимального конца на протяжении 1/3 длины устройства. Со стороны проксимального конца расположен сквозной косопоперечный канал, через который вводится стержень-шило для проксимальной блокировки устройства. Сквозной косопоперечный канал расположен под углом 40–45° к продольной оси корпуса и соединен с его центральным каналом. В дистальном конце стержня предусмотрены поперечные каналы для обеспечения дистального блокирования устройства.
Возможность смещения точки введения устройства на область большого вертела за счет изгиба проксимального конца корпуса и выполнения косопоперечного канала под определенными углами к продольной оси устройства упрощает процесс установки стержня-шила и устройства в костномозговой канал бедренной кости. Стержень-шило выполняет роль проксимального блокирующего элемента и одновременно винта-заглушки, что уменьшает число разборных деталей устройства и снижает трудоемкость хирургического вмешательства, а также экономит время его проведения. Конструктивные особенности выполнения блокирующего элемента в виде стержня-шила позволяет осуществить дополнительную компрессию по линии перелома при его упоре на дугу Адамса, являющейся наиболее прочной зоной бедренной кости, за счет перемещения корпуса устройства в краниальном направлении, что способствует уменьшению диастаза между фрагментами перелома, и ускорению сроков формирования костного регенерата.
Для подтверждения жёсткости и стабильности фиксации перелома разработанным интрамедуллярным фиксатором было проведено исследование напряженно-деформированного состояния системы кость-фиксатор при разных типах нагружений.
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 была построена на основе чертежей и текстового описания патента РФ №146659 «Интрамедуллярное устройство для остеосинтеза переломов верхней трети бедренной кости» в системе автоматизированного проектирования SolidWorks.
Основные размеры стержня, его внешний вид показаны на рисунке 2.
Рис. 2. А – линейные размеры и углы модели предлагаемого стержня, Б – трехмерное изображение проксимальной части модели стержня
Длина стержня составила 170 мм, диаметр в дистальном отделе 9 мм, диаметр проксимального торца равнялся 16 мм.
Этот стержень применим для остеосинтеза следующих типов переломов по классификации АО: межвертельные переломы (31-А3), высокие подвертельные переломы (32-А1).
Результаты 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) при подвертельном переломе (тип 32-1А). Приведем результаты для напряженно-деформированного состояния системы кость-стержень разработанного интрамедуллярного фиксатора при трех исследованных нагрузках (рисунок 3).
Рис. 3. Поля перемещений для разработанного интрамедуллярного стержня трех рассмотренных нагрузок (слева-направо: осевая, поперечная сила и скручивающий момент)
При анализе максимального перемещения костных отломков для каждого вида нагрузки можно отметить достаточную стабильность перелома при осевой и поперечной нагрузках (1,4 и 2,3 мм соответственно). В случае скручивающего момента максимальные перемещения головки бедра для нового стержня составляют 1,1 мм.
Далее были проанализированы эффективные напряжения, возникающие в анализируемом интрамедуллярном стержне (рисунок 4).
Рис. 4. Эффективные напряжения в интрамедуллярном стержне с проксимальным винтом-шилом (слева-направо: осевая сила, поперечная сила, скручивающий момент)
При анализе эффективных напряжений можно отметить следующие закономерности. Для исследуемого нового интрамедуллярного стержня наибольшие напряжения обнаруживаются на блокирующих винтах, а также в теле стержня. Максимальные эффективные напряжения выявлены при скручивающей нагрузке и составили 557 Мпа. При осевой и поперечной нагрузке максимальные напряжения составили 443 Мпа и 295 Мпа соответственно.
Выводы
1. Компьютерное трёхмерное моделирование с использованием специализированных программных продуктов оказывает значительную помощь в определении стабильности и жёсткости фиксации вновь предлагаемых металлоконструкций для остеосинтеза переломов.
2. При анализе цифровых данных, полученных в результате компьютерного трёхмерного моделирования и исследования стабильности системы «кость-фиксатор», выявлено, что при рассчитанных нагрузках разработанный интрамедуллярный стержень имеет достаточную жесткость и стабильность фиксации переломов проксимальной трети бедренной кости и после прохождения сертификации может быть рекомендован для использования к клинической практике.