В настоящее время травмы таза составляют 2–8% от всех повреждений опорно-двигательной системы и являются наиболее тяжелыми повреждениями [1; 2], что влечет за собой серьезные социальные и медицинские проблемы в обществе [3-6]. По данным скандинавских исследователей, в последние годы наблюдается прирост повреждений таза [7]. В России число повреждений таза колеблется от 20 до 37 пострадавших в год на 100000 населения и основная масса повреждений таза, около 80%, приходится на людей трудоспособного возраста [8; 9].
Наиболее приемлемым методом лечения пострадавших с повреждениями таза является металлоостеосинтез аппаратом наружной фиксации (АНФ), являющимся одним из элементов противошоковых мероприятий, особенно у пострадавших с политравмой.
Компьютерное моделирование позволяет воссоздать сложные геометрические модели таза и перенести это в клиническую практику. Системный подход к биомеханике АНФ рассмотрен в работах ряда авторов [10].
За прошедшие годы появилось много работ, касающихся компьютерного моделирования АНФ для лечения повреждений костей конечностей [11-13] и костей таза для оценки внутренней и внешней фиксации биомеханических параметров таза.
При всем этом на данный момент времени недостаточно изучены возможности стабилизации костных фрагментов АНФ при лечении чрезвертлужных переломов с минимально необходимым количеством элементов аппарата.
Цель исследования: определить стабильность системы «аппарат наружной фиксации – таз» при компьютерном моделировании поперечных чрезвертлужных переломов таза типа 62 В1.2/3, по классификации AO/ASIF, разработанной для компьютерной программы MSC Nastran.
Материалы и методы исследования. Исследование проводилось на конечно-элементной модели системы «аппарат наружной фиксации – таз», разработанной для программного комплекса MSC Nastran (рис. 1). Муляж для программного комплекса разработан на основе макропрепарата костей таза взрослого человека, зафиксированного аппаратом наружной фиксации (АНФ) с учетом реальной формы и размеров.
Конечные элементы (КЭ): линейные, для описания стержневых элементов АНФ; плоские с постоянной толщиной для описания секторов; плоские с переменной толщиной для описания костных структур.
В моделях все соединения были абсолютно жесткими (стержневые элементы в костной ткани и металлические элементы конструкции между собой). Места переломов обеспечивались свободным смещением. Материалом аппарата наружной фиксации выступала сталь с модулем упругости 
. Материал костной ткани был абсолютно упругим, изотропным и однородным с модулем упругости 
.
Моделирование перелома вертлужной впадины осуществлялось при помощи удаления выделенных для этой цели конечных элементов и создания разрыва в конечно-элементной сетке (рис. 2).
При дислокации костных отломков в месте переломов предполагалось свободное смещение костных отломков между узлами 739 - 740 (рис. 2), точки которых расположены с разных сторон от линии перелома.
Рис. 2. Модель формирования чрезвертлужного перелома таза
Осуществление нагрузки на модель обеспечивалось по оси позвоночника в кранио-каудальном направлении (F1) с силой 500Н, приложенной к плоскости верхней суставной поверхности тела первого крестцового позвонка. В следующей точке воздействия со стороны вертлужной впадины (F2) обеспечивалась нагрузка 400Н снизу вверх в каудально–краниальном направлении. Вся модель была закреплена со стороны противоположного тазобедренного сустава (рис. 3).
Рис. 3. Нагрузка на модель и оси смещения костных фрагментов
Проведен анализ дислокации костных отломков в узле 739 - 740 по осям X, Y, Z и полное пространственное смещение (рис. 3). Ориентация осей: горизонтальное направление – ось X, вертикальное направление - ось Y, фронтальное направление - ось Z, с последующим определением полного смещения.
С определением полного смещения костных фрагментов система «аппарат наружной фиксации – таз» позволяет оценить влияние отдельных элементов на общую стабильность системы.
Условные обозначения действий эксперимента:
0-0-0-s: стержни 1, 2, 3 расположены (S) симметрично с обеих сторон (рис. 1);
0 (1) – st. 1, установка стержней вертикально в плоскости крыла подвздошной кости, ближе к задней верхней ости подвздошной кости;
0 (2) - st. 2, установка стержней вертикально в плоскости крыла подвздошной кости ближе к передней верхней ости подвздошной кости;
0 (3) – st. 3, установка третьего стержня в надвертлужной области горизонтально;
S - симметрия установки стержней (правая и левая подсистема АНФ);
нагрузка сверху (F1) – вниз на суставную плоскость тела 1 крестца – 500Н и снизу – вверх (F2) на крышу вертлужной впадины – 400Н (рис. 3).
Результаты исследования и их обсуждение. При анализе полученных данных компьютерного моделирования (рис. 4, 5) необходимо отметить, что при формировании АНФ с введением стержней вертикально в крылья подвздошных костей (st. 1, st. 2), горизонтально в тело подвздошной кости (st. 3), в горизонтальную ветвь лобковой кости симметрично с обеих сторон (st. 4). Нагрузка сверху – вниз (F1) на суставную плоскость тела 1 крестца – 500 Н и снизу – вверх (F2) на крышу вертлужной впадины изнутри - 400 Н. Дислокация костных отломков фиксировалась в контрольном узле 739 – 740, по оси X составило 0,24 мм, по оси Y – 1,05 мм и по оси Z – 0,75 мм, а полное смещение составило 1,32 мм.
Рис. 4. Схема изменения наклона стержней и их поочередное удаление
Рис. 5. Диаграмма смещений в месте перелома
При устранении вертикальной нагрузки (F1) на тело I крестцового позвонка в кранио-каудальном направлении (500Н) с сохранением нагрузки со стороны вертлужной впадины (F2) дислокация в контрольном узле 739 – 740 по оси X увеличивается с 0,25 до 0,4 мм, что в два раза превышает значение при полной нагрузке в 900 Н. Смещение по оси Y с 1,05 мм до 1,8 мм, по оси Z с 0,75 мм при полной компоновке аппарата до 1,2 мм. Полное смещение увеличивается на 0,88 мм и составляет 2,2 мм.
При проведении исследования без фиксации перелома АНФ смещение в контрольном узле 739 – 740 по оси X составляет 0,41 мм, что в два раза превышает вариант при полной нагрузке в 900 Н. Смещение по оси Y – 1,8 мм, что соответствует смещению костных фрагментов при отсутствии вертикальной нагрузки в 500Н, а по оси Z возможно смещение до бесконечности. Полное смещение составило 1,85 мм.
Системы «аппарат наружной фиксации – таз»
При формировании системы «аппарат наружной фиксации – таз» с введением стержней в крыльях подвздошных костей, но без st. 1 справа (сторона перелома вертлужной впадины), смещение в контрольном узле 739 – 740 по оси X составило 0,25 мм, смещение по оси Y – 1,1 мм, а по оси Z – 0,75 мм. Полное смещение в этом эксперименте 1,31 мм, что соответствует деформациям стандартного остеосинтеза.
При формировании системы «аппарат наружной фиксации – таз» со стандартным введением стержней, но без стержня st. 2 смещение в контрольном узле 739 – 740 по оси X составило 0,3 мм, смещение по оси Y – 1,15 мм, а по оси Z – 0,6 мм. Полное смещение в этом эксперименте составило 1,31 мм.
При формировании системы «аппарат наружной фиксации – таз» с введением стержней в крылья подвздошных костей st. 1 и st. 2, st. 3 в тело подвздошной кости, только стержень справа st. 1 имеет отклонение по часовой стрелке +15 градусов, стержень st. 4 в вертикальную ветвь лобковой кости. S - симметрия с нагрузкой кранио-каудально на плоскость тела I крестцового позвонка – 500Н и снизу вверх на крышу вертлужной впадины – 400Н. Смещение в контрольном узле 739 – 740 по оси X составило 0,23 мм, смещение по оси Y – 1,05 мм, а по оси Z – 0,75 мм. Полное смещение в этом эксперименте составило 1,3 мм, что соответствует значениям смещения первоначальных измерений.
При формировании системы «аппарат наружной фиксации – таз» с введением стержней в крыльях подвздошных костей st. 1 и удалением st. 2 (только справа). Стержень st. 3 введен в тело подвздошной кости, при этом стержень справа st. 1 имеет отклонение по часовой стрелке +15 градусов, стержень st. 4 в вертикальную ветвь лобковой кости. S - симметрия с нагрузкой в направлении кранио-каудальном на плоскость тела I крестцового позвонка – 500Н и снизу вверх на крышу вертлужной впадины – 400Н. Смещение в контрольном узле 739 – 740 по оси X составило 0,3 мм, смещение по оси Y – 1,15 мм, а по оси Z – 0,6 мм. Полное смещение в этом эксперименте 1,3 мм.
При формировании системы «аппарат наружной фиксации – таз» с введением стержней в крылья подвздошных костей st. 1 и st. 2, тело подвздошной кости, при этом стержень 1 – наклон +15 по часовой стрелке, а стержень 2 – наклон -15 (только справа), стержень st. 3 вертикальная ветвь лонной кости st. 4. S - симметрия с нагрузкой в кранио-каудальном направлении на плоскость тела I крестцового позвонка – 500Н и снизу вверх на крышу вертлужной впадины – 400Н. Смещение в контрольном узле 739 – 740 по оси X получено 0,25 мм, смещение по оси Y – 1,05 мм, а по оси Z – 0,75 мм. Полное смещение в этом эксперименте составило 1,31 мм.
При формировании системы «аппарат наружной фиксации – таз» с введением стержней в крыльях подвздошных костей st. 1 и st. 2 в тело подвздошной кости, при этом стержень 1 – наклон +15; стержень 2 – наклон -15 (справа и слева), стержень st. 3 вертикальная ветвь лобковой кости st. 4 с удалением st. 1 справа. S – симметрия, с нагрузкой в кранио-каудальном направлении на плоскость тела I крестцового позвонка – 500Н и снизу вверх на крышу вертлужной впадины – 400Н. Смещение в контрольном узле 739 – 740 по оси X получено 0,25 мм, смещение по оси Y – 1,05 мм, а по оси Z – 0,75 мм. Полное смещение в этом эксперименте составило 1,31 мм.
Система «аппарат наружной фиксации – таз» обеспечивает высокую стабильность костных фрагментов, а при устранении вертикальной нагрузки на тело крестцового позвонка значительно увеличивается смещение по осям Y и Z.
Сохранение стержня, расположенного ближе к месту перелома в гребне подвздошной кости, незначительно снижает смещение костных фрагментов по осям X, Y и Z, при этом полное смещение остается на первоначальном уровне системы «аппарат наружной фиксации – таз».
При поочередном удалении st. 1 и st. 2 со стороны перелома вертлужной впадины, а также изменении наклона стержней по часовой или против часовой стрелки не происходит значительного снижения стабильности костных фрагментов при поперечных чрезвертлужных переломах костей таза АНФ.
Заключение. Математическое моделирование поперечных чрезвертлужных переломов типа 62 В 1.1, 1.3 с использованием КЭ модели системы «аппарат внешней фиксации – таз» показало, что при полной осевой нагрузке в 900Н обеспечивается минимальная подвижность костных фрагментов в месте перелома. Поочередное удаление стержней из гребней подвздошных костей или изменение углов введения стержней в гребнях подвздошных костей не приводит к повышению подвижности костных отломков.