Просмтор этого файла доступен только зарегистрированным пользователям. Но у нас супер быстрая регистрация: достаточно только электронной почты!

Текст из файла (страница 3)

Клінічний досвід свідчить, що проведення спиць через сухожилки м’язів згиначів і розгиначів кисті та пальців наскрізь при ЧКОС призводить до зниження функціональних можливостей у післяопераційному періоді, а також до ушкодження шкіри при мобілізації променево-зап’ясткового суглоба, що збільшує строки лікування та тимчасової непрацездатності постраждалих. Окрім цього, при проведенні ЧКОС за Ілізаровим завжди існує більш великий ризик ушкодження судинно-нервових стовбурів передпліччя при проведенні спиць у порівнянні зі стержневою фіксацією кісткових відламків.

Таким чином, удосконалення конструкції спицевих, спице-стержневих апаратів зовнішньої фіксації і методології проведення черезкісткового остеосинтезу кісток передпліччя на їх основі є актуальним і потребує подальшого наукового обґрунтування.

Для більш повного уявлення про напруження і деформації, що виникають в системі “кістка - апарат зовнішньої фіксації”, ми провели обчислювальний експеримент з використанням тривимірних моделей. Для математичного моделювання остеосинтезу, що триває під впливом навантажень, ми використовували рівняння просторового напруженого стану суцільного середовища у формі Ламе, що реалізовано у пакеті програми комп’ютерного проектування COSMOS/M 2.6. У проведеному обчислювальному експерименті нами досліджена поведінка повної просторової конфігурації стержневого апарата, що включає кістку, стержні і зовнішні опори, створені у пакеті INVENTOR 2001. Механічні властивості матеріалу, тобто кістки та металевих конструкцій, задавали відповідно до літературних даних та середнього значення тертя на границі зламу.

Був змодельований косий перелом діафіза довгої кістки, при цьому поверхня зламу знаходилася в одній площині. Як граничні умови задавалися варіанти напруження з боку стержнів, а також так звані умови на нескінченність, котрі враховують, що в даному прикладі досліджується не вся кістка, а тільки її окрема ділянка. При цьому максимальне навантаження у всіх розрахункових випадках складало 400 Н – біля половини ваги дорослої людини.

Розглянуто варіант, у якому всі стержні розташовані в одній площині по одній прямій (одноплощинний), варіант, у якому існує два ряди стержнів, розташованих під кутом або 90°, або 120° один відповідно до іншого (двохплощинний) і, нарешті, варіант, де використовували три ряди стержнів, введених під кутом 120° один відповідно одного (триплощинний).

При фіксації фрагментів кістки за одноплощинною схемою при навантаженні кінці стержнів, проходячи у протилежний кірковий шар або упираючись в нього, чинять дію, що розтягує фрагменти кістки, навіть з урахуванням тертя на поверхні контакту. Ще одним негативним фактором фіксації одноплощинним апаратом є значна локалізація областей великих напружень в місцях введення стержнів.

Основним ефектом при фіксації двохплощинним апаратом під кутом 90° є практично повне зникнення “шкідливих” зсувних напружень уздовж площини перелому. Однак тенденція до виникнення розтягувальних сил на протилежному боці кістки зберігається. При фіксації фрагментів кістки стержнями, проведеними в двох площинах під кутом 120°, визначено, що зникають небезпечні додаткові напруження уздовж усього профілю перелому. У цілому ця конструкція є більш стабільною у порівнянні з попередньою двохплощинною схемою фіксації під кутом 90°.

Таким чином, в обчислювальному експерименті встановлено, що з розглянутих вище методів фіксації переломів діафіза променевої кістки найбільш раціональною є двохплощинна схема монтажу апарата зовнішньої фіксації зі стержнями, проведеними під кутом 120°.

Обчислювальний експеримент довів складність оцінки реальної жорсткості системи “кістка – апарат зовнішньої фіксації” в цілому і, перш за все, через труднощі урахування її особливостей, пов’язаних з умовами закріплення стержнів в апараті, з характером з’єднання окремих елементів апарата тощо. Тому з метою отримання найбільш об’єктивних даних про жорсткість системи в цілому, а не тільки в місцях введення стержнів, ми виконали експеримент на фізичній моделі, тобто провели порівняльну оцінку інтегральної жорсткості системи “кістка – апарат зовнішньої фіксації” у різних конфігураціях.

Для забезпечення можливості об’єктивного порівняння жорсткості систем з різними конфігураціями апаратів реальні променеві кістки ми замінили дерев’яними (дубовими) брусами з прямою оссю і круговою формою поперечних перерізів.

Закручуючи в експерименті стержень у пружній області його деформування і визначаючи відповідні куту закручування (j) значення скручувального моменту (Мскр), можна обчислити за формулою (1) величину інтегральної жорсткості стержня (GIкр) на довжині (l):

. (1)

Саме цю методику і покладено в основу порівняльної експериментальної оцінки інтегральних жорсткостей систем “кістка – апарат зовнішньої фіксації”. Деформація крутіння була обрана з розумінь більшої її загальності, ніж деформації осьового розтягання (стискування) і зсуву, і більш простої її реалізації у порівнянні з деформацією вигину.

Програма досліджень містила визначення інтегральної жорсткості при крутінні (на ділянці однакової довжини l) для таких систем: 1) модель без порушення її цілісності; 2) “модель – спицевий апарат Ілізарова”; 3) “модель – одноплощинний стержневий апарат”; 4) “модель – двохплощинний стержневий апарат із площинами фіксації, орієнтованими під кутом 90°”; 5) “модель – двохплощинний стержневий апарат із площинами фіксації, орієнтованими під кутом 120°”.

У випробуваннях систем “модель – апарат зовнішньої фіксації”, з метою імітації поперечного перелому кістки модель розсікали в площині поперечного перерізу на визначеному рівні на два фрагменти. Для забезпечення чистоти експерименту всі досліди проводили в стані діастазу фрагментів, відстань між якими у вихідному стані (до навантаження) складала 0,5–1 мм.

Аналіз отриманих залежностей “Мскр – j” різних систем свідчить, що в межах пружних деформацій їх характер був близький до лінійного. Практично у всіх досліджуваних систем при досягненні граничних значень параметрів навантаження змінювався характер залежності “Мскр –j”. Тому оцінку жорсткості систем проводили тільки в межах пружних деформацій.

В таблиці 2 наведені граничні значення j* и Мскр* для всіх розглянутих систем, а також показник жорсткості k, що був обчислений на ділянках пружнього деформування: k = Мскр/j. Отриманні дані свідчать, що найбільшу жорсткість має система “модель - двохплощинний стержневий апарат 120°” (k=0,59).

Таблиця 2. Граничні характеристики навантаження різних експериментальних систем і жорсткісний показник.

Система	φ *	Мскр* (Нм)	Жорсткісний показник k (Нм/град)
Модель без порушення її цілісності	30	15,00	0,54
Модель – спицевий апарат Ілізарова	34	8,50	0,28
Модель – одноплощинний стержневий апарат	26	5,80	0,21
Модель – двохплощинний стержневий апарат із площинами фіксації, орієнтованими під кутом 90	20	8,00	0,39
Модель – двохплощинний стержневий апарат із площинами фіксації, орієнтованими під кутом 120	16	9,00	0,59

З метою анатомо-функціонального обґрунтування проведення стержнів у двох чи трьох радіальних площинах нами були виконані магнітно-резонансні томограми здорового передпліччя у середньофізіологічному положенні з інтервалом 1 см, що довели максимальну безпеку відносно до судинно-нервових стовбурів при введенні стержнів по задньолатеральній та задньомедіальній поверхні передпліччя. Повністю залишається вільною від фіксаторів волярна поверхня дистального відділу передпліччя, що дозволяє уникнути травматизації сухожилків згиначів, а це в свою чергу забезпечує можливість більш ранньої мобілізації кистьового суглоба, позбавляє від прорізування шкіри навколо спиць, запалення, больового синдрому тощо.

З урахуванням вищепроведених біомеханічних досліджень нами була запропонована модифікація методики лікування застарілих ушкоджень кісток передпліччя в дистальному відділі спице-стержневим (стержні вводять в дистальний фрагмент з дорсального боку передпліччя), а також стержневим апаратом зовнішньої фіксації.

Перевагами цієї методики є простота проведення стержнів, мінімальна інвазивність, можливість використання в комбінації з накістковим остеосинтезом та черезшкірним проведенням спиць Кіршнера (наприклад, для репозиції шилоподібного відростка променевої кістки), керованість остеосинтезу впродовж всього лікування, відсутність ушкодження сухожилків згиначів і рання мобілізація (повна функція у більшості пацієнтів досягається на 2-4 тижні раніше, ніж при використанні традиційного спицевого апарата Ілізарова), суттєве зниження ризику травми судинно-нервових стовбурів, можливість широкого доступу для нагляду за шкірою.

Під нашим наглядом знаходилося 10 хворих (7 жінок та 3 чоловіка) у віці від 20 до 48 років, яким було проведено лікування спице-стержневим або стержневим апаратом зовнішньої фіксації застарілих ушкоджень кісток передпліччя в дистальному відділі. У всіх хворих отримані хороші результати.

Проведений вище всебічний аналіз лікувальних заходів хворих контрольної та основної груп спостереження з урахуванням існуючих (традиційних) та удосконалених методів оперативних втручань дозволив нам визначитися з типовими диференційованими індивідуальними програмами медичної реабілітації в залежності від строку, що минув після травми, характеру попередньої операції, рівня анатомо-функціональних порушень та щільності кісткової тканини.

Результати лікування хворих основної групи були вивчені у всіх пацієнтів в терміни від 6 місяців до 3 років після оперативного втручання. Середній термін спостереження склав 20,5 місяця.

Хороші та задовільні результати лікування отримані у 88,4% хворих основної групи спостереження з розглянутою патологією проти 75,7% - контрольної. Треба відзначити також скорочення строків фізіофункціонального лікування (ЛФК, масаж, ультразвук, озокеритові аплікації) та тимчасової непрацездатності у хворих основної групи у порівнянні з контрольною групою до 30%.

Аналізуючи причини незадовільних результатів оперативного лікування у 7 хворих із застарілими ушкодженнями кісток передпліччя в дистальному відділі, ми відзначили, що у 5 хворих внаслідок помилкового розташування осі обертання шарнірів та місця проведення остеоклазії і у двох хворих внаслідок значних трофічних порушень та наявності хронічного остеомієліту не вдалося повністю відновити довжину та об’єм рухів в ушкодженому передпліччі. Змінили фах або перейшли на більш легку роботу 6 з цих пацієнтів. Після проходження огляду в МСЕК у 4 з них встановлено відсотки втрати працездатності, а у 3 пацієнтів встановлена ІІІ група інвалідності зі складанням індивідуальної програми реабілітації.

Таким чином, як показує аналіз результатів лікування і результати трудової реабілітації хворих, використання удосконалених нами способів оперативних втручань і розроблених методичних підходів до лікування застарілих переломів і переломовивихів кісток передпліччя в дистальному відділі дозволяє в оптимальні терміни одержати сприятливі анатомо-функціональні результати у 88,4% хворих.

ВИСНОВКИ

1. Наслідки переломів кісток передпліччя серед загальної структури травм, що призводять до інвалідності, складають від 14,5% до 20,5%, а первинна інвалідність внаслідок застарілих ушкоджень кісток передпліччя у 2001 році в Україні склала 7,8%, при цьому існує певний резерв зниження показників первинної інвалідності за рахунок продовження листків непрацездатності з проведенням раціональних заходів медичної реабілітації.

2. Основними факторами, що приводять хворих до інвалідності внаслідок травм кісток передпліччя в дистальному відділі, є стійкі змішані контрактури променево-зап’ясткового суглоба внаслідок відсутності відновлення конгруентності суглобових поверхонь та правильних анатомічних взаємовідносин у дистальному променево-ліктьовому суглобі, тривалої іммобілізації, невідповідності застосованого типу остеосинтезу характеру отриманої травми, порушення методології проведення оперативного втручання.

Характеристики

Список файлов реферата