Введение
Появление в последние десятилетия малоинвазивных методов остеосинтеза в травматологии, возможности интраоперационной рентгенологической визуализации, а также новых материалов для имплантатов привело к расширению показаний к оперативному лечению диафизарных переломов у детей и подростков. Среди детских травматологов все большую популярность завоевывает метод интрамедуллярного эластичного стабильного остеосинтеза (FIN – Flexible Intramedullary Nailing) [1-3]. Среди преимуществ метода отмечают малоинвазивность, эластическую стабильность фиксации костных отломков, относительно простую оперативную технику, раннее функциональное восстановление поврежденного сегмента. Однако данный метод имеет ряд ограничений, в частности, при большом весе тела пациента и широком костномозговом канале, когда стабильность остеосинтеза имеет определенные пределы в силу эластичности имплантатов, а также отсутствия их блокирования. Остаются открытыми вопросы влияния величины изгиба и способа введения стержней на стабильность остеосинтеза. В литературе имеются работы, посвященные биомеханическим исследованиям стабильности фиксации, но не дающие ответы на выше поставленные вопросы [5,8-10].
Целью нашего исследования явилось изучение на стендовых синтетических моделях длинной трубчатой кости влияния величины изгиба стержней и формы перфорационного отверстия для введения имплантатов на угловую стабильность фиксации отломков при поперечном характере перелома.
Материалы и методы
В качестве моделей длинной трубчатой кости мы использовали поликарбонатные трубки длиной 400 мм, внутренним диаметром 10мм и наружным 20 мм. Точно по центру производился перпендикулярный распил трубки для моделирования поперечного перелома с равными по длине отломками.
Для остеосинтеза использовались предызогнутые титановые эластичные стержни фирмы «Stryker» T2Kids® диаметром 3,5мм и длиной 450 мм, которые устанавливались при помощи инструментов стандартного набора.
Испытания осуществлялись на биомеханическом стенде, изготовленном из деталей аппарата Илизарова, с возможностью приложения смещающих усилий в двух взаимно перпендикулярных плоскостях. Смещение отломков производили путем подвешивания груза к нижней поверхности модели кости через систему блоков таким образом, чтобы вектор действующей силы совпадал с линией перелома (рис. 1). Во всех случаях было две точки равномерного приложения силы, равноудаленные от линии перелома на 1 см. Величину смещения определяли с помощью часового микрометра с точностью до 1,0 мкм (предел измерения 2,5 мм) при последовательном увеличении веса груза с шагом 100 г. Каждое испытание проводилось троекратно, с последующим вычислением средней величины смещения.
Рис. 1. Схема биомеханического стендового испытания (при приложении силы в плоскости изгиба эластичных стержней)
При введении имплантатов использовались базовые принципы метода FIN: вводились 2 эластичных титановых стержня биполярно, диаметр каждого стержня был одинаковый и составлял 40% от внутреннего диаметра трубки, максимальная кривизна изгиба располагалась в зоне перелома.
В первой серии опытов имитировалась стандартная методика [6,7]. Перфорационные отверстия для введения стержней формировались сверлом 4,0 мм, сверление начиналось под углом 900, после чего переводилось в косое направление и продолжалось под углом 450, в конце перфорирования осуществлялись круговые равномерные движения шилом (рис.2). Строго напротив первого отверстия в противоположной стенке трубки формировалось аналогичное отверстие. Два предварительно изогнутых под углом 400 фабричным способом стержня вводились через перфорационные отверстия с помощью рукоятки из стандартного набора. Стержни проводились внутри трубки через оба отломка до противоположного конца, при этом вершина изгиба располагалась в зоне перелома и отмечалось правильное положение отломков, т.е. имитировалась репозиция. Внутренние концы спиц погружались в предварительно сделанные на противоположном конце трубки отверстия, имитируя погружение спиц в противоположную метафизарную зону. Затем модель устанавливалась на биомеханическом стенде посредством двух спиц диаметром 1,8 мм, проведенных перпендикулярно оси модели, на расстоянии 1 см от концов, что давало возможность свободного вращения отломков в исследуемой плоскости в момент приложения смещающих усилий. При установке модели на стенде плоскость изгиба стержней располагалась перпендикулярно вектору смещающих усилий в этой серии. Проводили испытания троекратно для каждого значения веса груза и замером величины смещения.
Во второй серии опытов модель кости с аналогично установленными стержнями располагали на стенде таким образом, чтобы плоскость изгиба эластичных стержней совпадала с вектором смещающих усилий.
В третьей серии опытов формировали перфорационные отверстия по стандартной методике, но стержни изгибали на протяжении под углом 900. После введения стержней и установки модели на стенде плоскость изгиба стержней располагалась перпендикулярно вектору смещающих усилий.
В четвертой серии опытов способ введения и изгиб стержней был аналогичен третьей серии, но при закреплении модели на стенде плоскость изгиба стержней совпадала с вектором смещающих усилий.
В пятой серии опытов перфорационные отверстия получали путем сверления стенки трубки строго под углом 450 (рис. 2), при этом диаметр сверла 3,5 мм совпадал с диаметром эластичного стержня. Использовались стандартные стержни, изогнутые под углом 400. После введения стержней и установки модели на стенде плоскость изгиба стержней располагалась перпендикулярно вектору смещающих усилий.
Рис. 2. А – стандартное перфорационное отверстие, точечный контакт с кортикальной пластинкой; Б – модернизированное перфорационное отверстие, контакт с кортикальной пластинкой «на протяжении»
В шестой серии опытов перфорационные отверстия сверлили как в пятой серии, стержни также изгибались стандартно. При закреплении модели на стенде плоскость изгиба стержней совпадала с вектором смещающих усилий.
Статистические исследования проводились с применением программы Attestat®. Для описательной статистики были определены средние значения показателей и их среднеквадратичное отклонение. Сравнение между выборками осуществлялось с применением критерия Стьюдента.
Результаты
Полученные результаты отражены в нижеприведенных таблицах 1 и 2, в соответствии со сравниваемыми сериям опытов.
Для наглядности сравнения полученных данных результаты серий исследования представлены в виде графиков (рис. 3,4), отражающих зависимость величины смещения «отломков» от веса груза при различных условиях биомеханического эксперимента.
Таблица 1
Сравнительный анализ 1,2,3,4 серии опытов
|
Вес груза, кг |
Плоскость изгиба стержней перпендикулярна вектору смещающих усилий |
Плоскость изгиба стержней совпадает с вектором смещающих усилий |
||
|
Серия №1 Стандартный изгиб стержней 400 (среднее значение смещения, мкм; М + σ) |
Серия №3 Избыточный изгиб стержней 900 (среднее значение смещения, мкм; М + σ ) |
Серия №2 Стандартный изгиб стержней 400 (среднее значение смещения, мкм; М + σ) |
Серия №4 Избыточный изгиб стержней 900 (среднее значение смещения, мкм; М + σ ) |
|
|
0,1 |
39,6±9,9 |
13,0±9,51 |
16,3±2,3 |
3,0 ±1,72 |
|
0,2 |
78,3±16,5 |
33,0±7,91 |
43,0±1,03 |
17,3 ± 5,72 |
|
0,3 |
134,6±10,6 |
56,0±6,51 |
70,3±1,53 |
26,6 ± 4,72 |
|
0,4 |
198,6±5,1 |
76,7± 3,81 |
103,3±10,53 |
39,3 ± 4,92 |
|
0,5 |
104,7±1,5 |
133,3±1,53 |
50,0 ± 4,62 |
|
|
0,6 |
135,0±7,8 |
162,0±2,03 |
68,3 ± 5,12 |
|
|
0,7 |
163,0±4,5 |
89,6 ± 5,5 |
||
|
0,8 |
101,0 ± 3,6 |
|||
|
0,9 |
102,3 ± 2,5 |
|||
|
1,0 |
128,3 ± 3,5 |
|||
Примечание: 1 – достоверность различий между 1 и 3 сравниваемыми сериями (р<0,05, критерий Стьюдента); 2 – достоверность различий между 2 и 4 сравниваемыми сериями (р<0,05, критерий Стьюдента); 3 – достоверность различий между 3 и 2 сравниваемыми сериями (р<0,05, критерий Стьюдента).
Таблица 2
Сравнительный анализ 1,2,5,6 серии опытов
|
Вес груза, кг |
Плоскость изгиба стержней перпендикулярна вектору смещающих усилий |
Плоскость изгиба стержней совпадает с вектором смещающих усилий |
||
|
Серия №1 стандартное перфорационное отверстие (среднее значение смещения, мкм; М + σ) |
Серия №5 перфорационное отверстие под углом 450 (среднее значение смещения, мкм; М + σ) |
Серия №2 стандартное перфорационное отверстие (среднее значение смещения, мкм; М + σ) |
Серия №6 перфорационное отверстие под углом 450 (среднее значение смещения, мкм; М + σ) |
|
|
0,1 |
39,6±9,9 |
36,0±2,6 |
16,3±2,3 |
7,0±1,71 |
|
0,2 |
78,3±16,5 |
89,0±2,6 |
43,0±1,0 |
28,0±1,71 |
|
0,3 |
134,6±10,6 |
162,0±16,12 |
70,3±1,5 |
55,0±2.61 |
|
0,4 |
198,6±5,1 |
211,0±10,4 |
103,3±10,5 |
82,7±4,61 |
|
0,5 |
133,3±1,5 |
118,0±3,61 |
||
|
0,6 |
162,0±2,0 |
145,7±3,21 |
||
|
0,7 |
177,3±4,0 |
|||
|
0,8 |
||||
|
0,9 |
||||
|
1,0 |
||||
Примечание: 1 – достоверность различий между 2 и 6 сравниваемыми сериями (р<0,05, критерий Стьюдента); 2 – достоверность различий между 1 и 5 сравниваемыми сериями (р<0,05, критерий Стьюдента).
Рис. 3. Смещение «отломков» в зависимости от веса груза, когда вектор усилий перпендикулярен плоскости изгиба стержней
Рис. 4. Смещение «отломков» в зависимости от веса груза, когда вектор усилий совпадает с плоскостью изгиба стержней
Обсуждение
В последнее время интрамедуллярный эластично-стабильный остеосинтез получил широкое распространение при лечение детей и подростков с диафизарными переломами длинных трубчатых костей [1-3,6,7]. В большинстве случаев данный метод позволяет стабильно фиксировать костные отломки в правильном положении на весь период лечения, при этом отсутствует необходимость в дополнительной внешней иммобилизации гипсовой повязкой. Однако ряд авторов сообщают о возможных рисках потери стабильности, что может приводить к вторичному смещению, длительному болевому синдрому, необходимости дополнительной внешней иммобилизации гипсовой повязкой, замедленной консолидации с гипертрофированной периостальной костной мозолью или сращению перелома в неправильном положении. По данным L. A. Moroz [10] количество осложнений при лечении переломов бедренной кости достоверно коррелирует с возрастом и массой тела пациентов, количество неудовлетворительных исходов возрастает в группе детей старше 10 лет и с массой тела больше 49 кг. Данные факты заставляют искать дополнительные возможности для повышения стабильности остеосинтеза FIN и снижения вероятности осложнений. Биомеханические свойства интрамедуллярного эластично-стабильного остеосинтеза описаны в литературе [4-10]. Изучение влияния различных вариантов методики на жесткость фиксации продолжается по сегодняшний день. Произведенные ранее различными авторами биомеханические исследования показали, что материал из которого изготовлен имплантат, количество стержней, их диаметр, угол и форма изгиба, направление введения оказывают значимое влияние на стабильность остеосинтеза [4,5,8-10].
В нашем исследовании на модели поперечного перелома изучено влияние степени изгиба стержней и плоскости их расположения, а также способа формирования перфорационного отверстия на стабильность фиксации отломков при угловом смещении.
В отношении влияния плоскости изгиба стержней данные полученные Li Y. [8] в результате стендовых испытаний на синтетических моделях бедренной кости свидетельствуют о большей устойчивости к угловому смещению в случае, когда плоскость изгиба стержней параллельна плоскости прилагаемой нагрузки, что совпадает с результатами нашего исследования.
Биомеханические испытания, изучающие зависимость между углом изгиба эластичных стержней и стабильностью остеосинтеза [4,8], показали, что при изгибе стержней 600 устойчивость к угловой нагрузке значительно возрастает, по отношению к меньшему углу изгиба стержней. В нашем исследовании угол изгиба титановых стержней равнялся 900, при этом степень смещения «отломков» была достоверно меньше независимо от плоскости прилагаемых усилий по сравнению с остальными сериями опытов.
Впервые в нашем исследовании обнаружено влияние способа формирования перфорационного отверстия на стабильность остеосинтеза FIN. По нашим данным стержни установленные через отверстия сформированные сверлом диаметр которого совпадает с диаметром титанового стержня под углом 450 имеют большую устойчивость к угловой нагрузке в плоскости совпадающей с плоскостью изгиба стержней. Такой эффект мы связываем с более плотным контактом стержня с «кортикальной пластинкой» в месте его введения и ограничением ротации и поступательного движения стержня в таком отверстии.
Выводы
Наши данные полученные в результате стендового биомеханического исследования угловой стабильности интрамедуллярного эластичного стабильного остеосинтеза, проведенного на синтетических моделях бедренной кости при поперечном характере перелома указывают на влияние следующих факторов на стабильность:
1. Стабильность интрамедуллярного эластичного стабильного остеосинтеза выше при установке стержней с изгибом 900 в обеих исследуемых плоскостях;
2. На стабильность интрамедуллярного эластично-стабильного остеосинтеза влияет способ формирования перфорационного отверстия, но она выше только в том случае, если плоскость изгиба стержней совпадает с плоскостью прилагаемых смещающих усилий, при прочих равных условиях;
3. Во всех сериях опытов в независимости от способа введения стержней стабильность выше, когда плоскость изгиба стержней совпадает с плоскостью прилагаемых усилий.
Таким образом, на стабильность метода FIN влияют различные факторы. В определенных случаях увеличение стабильности можно достигнуть за счет изменения способа введения и угла изгиба стержней. Однако данные результаты ограничены условиями in vitro и требуют дальнейшего подтверждения в клинической практике.