Scientific journal

Научное обозрение. Медицинские науки

ISSN 2500-0780

ПИ №ФС77-57452

Рост дегенеративно-дистрофических заболеваний опорно-двигательной системы являются следствием демографических процессов, происходящих в современном обществе и актуальной социальной проблемой во всех развитых государствах [9]. Лечение и профилактика больных старшей группы с повреждением проксимального отдела бедренной кости (ПОБК) остается до конца нерешенной проблемой отечественной травматологии в виду отсутствия единой концепции лечения, которая обусловлена нарастающим количеством пациентов с этой патологией и необходимостью их продолжительной реабилитации [1, 5, 6]. Переломы этой локализации относятся к патологическим переломам так, как являются следствием структурной несостоятельности кости и составляют 60–65 % всех переломов нижней конечности, из них 35–40 % – это вертельные переломы; 71–85 % таких переломов происходит в пожилом и старческом возрасте [2, 19]. Наиболее частыми причинами снижения прочности кости являются остеопороз и значительно реже опухоли, сопровождающиеся дистрофическими и диспластическими процессами в костях [3, 22, 25].

В группу потенциального риска остеопоротических переломов в России входит около 34 млн человек, в то время как в США – 44 млн человек. Согласно прогнозу Международного Фонда остеопороза во всем мире более 2 млн человек в год получают травмы, сопровождающиеся переломом ПОБК, к 2050 г. ожидается увеличение числа таких пациентов до 6 миллионов 260 тысяч ежегодно [7, 19]. В России ежегодно такую травму получают 100–150 человек на 100 тыс. населения, но выявлена тенденция роста частоты переломов этой локализации. Так, например, в Самарской области рост составил со 104 случаев в 2006 году до 270 случаев в 2012 году на 100000 населения, а в республике Саха (Якутия) за период 1995–2010 годы – с 102,4 до 309,9 на 100 тыс. населения [4, 5]. Причиной переломов ПОБК у лиц пожилого возраста, как правило, является удар в области большого вертела вследствие падения с высоты собственного роста [24]. Виртуальная силовая нагрузка интактной кости здорового взрослого человека, при которой происходит ее разрушение, соответствует усредненной реальной нагрузке F = 7800 H [15]. У пожилых лиц, страдающих остеопорозом средние величины нагрузок, вызывавших перелом ПОБК, составляют 2100–3500 N [22]. Математическое моделирование переломов шейки бедренной кости с использованием модели ПОБК, состоящей из кортикального и губчатого слоев оцениваются путем лазерного сканирования [18, 21]. Это позволило доказать, что разрушение кости начинается в определенных в точках, в которых, при этом одинаковом уровне напряжения, растяжение является более опасным, чем сжатие [18, 22]. Переломы ПОБК у пожилых пациентов ведут к гипостатическим функциональным нарушениям, «обвальному» синдрому декомпенсации состояния и росту высокой летальности (41–67 %) [2, 6, 16, 17]. Свершившийся перелом ПОБК удваивает риск контралатерального вертельного перелома [19, 20].

Попытки уменьшить вероятность перелома путем медикаментозной терапии, пассивного поглощения энергии подушками-амортизаторами в области большого вертела, специальными напольными покрытиями, поглощающими энергию падений, использованием методик ЛФК, не позволили до настоящего времени решить эту проблему [5, 23].

Цель исследования – изучить биомеханику ПОБК при нагрузках, вызывающих деформацию кости и особенности его повреждения при критических нагрузках, вызывающих перелом. Разработать и обосновать методику хирургической профилактики переломов ПОБК, оригинальные конструкции имплантатов для профилактического армирования ПОБК, оценить их достоинства и недостатки, провести математическое моделирование и стендовые испытания функционирования системы кость-имплантат.

Материалы и методы исследования

Для предупреждения патологических переломов ПОБК был разработан способ хирургической профилактики повреждения кости [8] и оригинальные конструкции имплантатов для его осуществления. Конструкция имплантата «бификсирующая спица» [11] представляет собой спицу с двойной проточкой и двумя участками резьбы с одинаковым шагом для фиксации ее в головке бедренной кости и наружном кортикальном слое ПОБК в точке введения. Армирование с применением этой конструкции предполагает использование от одной до трех спиц. Для предотвращения миграции имплантата, конец спицы загибают и скусывают (рис. 1, а). Помимо этого, была разработана модернизированная конструкция «бификсирующий винт-спица» с головкой под гексагональный торцевой ключ [12]. Преимущество этого фиксатора заключается в том, что после завершения введения имплантата его наружный конец не травмирует и остается в мягких тканях, что облегчает, при необходимости, его удаление (рис. 1, б). Имплантат «шнековый винт» представляет собой шнек с центральным валом и спирально закрученной резьбовой частью [10]. Винт заканчивается головкой со шлицем под гексагональную отвертку (рис. 1, в). Имплантат «винт-штопор» представляет собой устройство, состоящее из 3мм спицы из упругого пружинящего металла, закрученной в виде спирали [9] со сферической головкой и шлицем под гексагональную отвертку (рис. 1, г). Конструкция имплантата «телескопический винт-штопор» [13] представляет собой устройство, состоящее из телескопического винта, имеющего рабочую часть в виде спирали, удлиненную шейку под телескопическую трубку-направитель и диафизарной пластины с отверстиями под монокортикальные винты (рис. 1, д). Конструкция изоэластического имплантата [14] представляет собой устройство, состоящее из изогнутых спиц из упругого пружинящего металла, трубчатых направителей и диафизарной пластины с отверстиями под монокортикальные винты (рис. 1, е).

а б

в г

д е

Рис. 1. Имплантаты для армирования: а – бификсирующая спица; б – бификсирующий винт-спица; в – шнековый винт; г – винт-штопор; д – телескопический винт-штопор; е – изоэластический имплантат

Для изучения прочности системы кость-имплантат по сравнению с интактной костью, нами было проведено математическое моделирование с использованием модели ПОБК, состоящей из кортикального и губчатого слоев, параметры которых были оценены путем лазерного сканирования (рис. 2, а). Исследование напряжения проводили путем виртуального приложения силы F на головку бедренной кости в точках А и В, в которых начинается разрушение кости, предполагая, что введение имплантатов ближе к этим точкам позволит увеличить показатель напряжения и, как следствие повысить прочность системы кость-имплантат. Максимальное значение компоненты напряжения были обнаружены на оси sz (рис. 2, б).

а б

Рис. 2. Геометрия кости (а), краевые условия (б)

Благодаря вспомогательному программному комплексу в кость были виртуально введены имплантаты, как по отдельности, так и в различных сочетаниях. С целью изучения прочности ПОБК до и после ее армирования оригинальными имплантатами, были проведены стендовые испытания. Введение имплантатов проводили вдоль оси шейки бедренной кости ближе к краниальному и каудальному краю кортикального слоя под углом 127–130° к оси диафиза бедренной кости (рис. 3).

Исследуемые системы подвергали дозированной нагрузке до полного разрушения системы имплантат-кость на универсальном динамометре INSTRON 5982 с силой, направленной на головку бедренной кости вдоль оси диафиза или перпендикулярно оси диафиза бедренной кости с силой, направленной на область большого вертела (рис. 4).

Варианты исследуемых образцов бедренной кости с различными имплантатами и комбинациями их введения, а также при вертикальной нагрузке вдоль оси диафиза на головку бедренной кости после введения имплантатов и доведенных до перелома после нагрузки показаны на рис. 5.

Проведены испытаний при деформации системы кость-имплантат, вследствие приложения усилия в виде компрессии на головку бедренной кости, при горизонтальном положении диафизарной части бедренной кости (имитация падения на область большого вертела (рис. 6)).

Для подтверждения достоверности результатов экспериментальных исследований – метода профилактического армирования проксимального отдела бедренной кости (ПОБК), были рассмотрены различные критерии статистической обработки данных такие, как критерии r Вальда – Вольфовица, Q – критерий Розенбаума, Т – парный критерий Вилкоксона и ТМФ – точный метод Фишера, при применении которых результаты исследований при P ≤ 0,05 являются статистически значимыми.

Рис. 3. Варианты армированния кости

Рис. 4. Дозированная нагрузка на универсальном динамометре INSTRON 5982

Рис. 5. Дозированная вертикальная нагрузка вдоль оси бедренной кости

Рис. 6. Результаты дозированной горизонтальной нагрузки на большой вертел бедренной кости

Результаты исследования и их обсуждение

Напряжения внутри кости существенно ниже, чем на ее поверхности, что показало математическое моделирование. При нагрузке этот показатель вдоль центральной оси шейки практически стремится к нулю, тогда как в краниальной и каудальной частях шейки бедренной кости возрастает и обусловливает развитие перелома в критических точках (А, В). При этом направление линии перелома развивается от периферии внутрь, где возникают максимальные напряжения. При армировании ПОБК оригинальные имплантаты должны быть расположены ближе к кортикальному слою и дальше от центральной оси шейки бедренной кости. При этом напряжение уменьшается в наиболее опасных местах костной ткани за счет частичного перераспределения внешней деформирующей нагрузки в элемент армирования на 11,6–12,1 %. Результаты численного эксперимента моделирования напряжения для компоненты sz представлены в табл. 1.

Результаты стендовых испытаний свидетельствуют о преимуществах армирующих систем с использованием винтов, либо систем винт-спица. Разрушение кости в зоне растяжения происходит монокортикально, не приводя к формированию дальнейшего смещения отломков. При вертикальной нагрузке на головку вдоль оси диафиза бедренной кости прочность армированной шейки увеличивалась с 22,7 до 72,6 % в зависимости от комбинации вводимых имплантатов (табл. 2).

Результаты испытаний устойчивости армированных систем вследствие приложения усилия компрессии на головку бедренной кости при горизонтальном положении ее диафизарной части – имитация падения на область большого вертела, продемонстрировали преимущества систем с наибольшей площадью контакта (винт-штопор), при этом, отмечено увеличение сопротивляемости нагрузкам с 27 до 93 % (табл. 3).

Таблица 1

Значение величин напряжения в областях сжатия и растяжения в критических точках sz шейки бедренной кости

Таблица 2

Испытания при вертикальной нагрузке на головку по оси бедренной кости

Примечание. * – р ? 0,05 – статистическая значимость различий группы систем кость-имплантат и группы сравнения (интактная кость).

Таблица 3

Испытания при горизонтальной нагрузке на большой вертел бедренной кости

Примечание. * – р ≤ 0,05 – статистическая значимость различий группы систем кость-имплантат и группы сравнения (интактная кость).

Заключение и выводы

Разработанные конструкции оригинальных имплантатов имеют малые размеры, обеспечивают минимальную потерю костной массы при введении в кость, сохраняют физиологическую способность ПОБК к амортизации при нагрузках и после введения имплантата. Все изученные варианты армирования кости увеличивают прочность системы «кость-имплантат», как при вертикальной нагрузке с компрессией на головку бедренной кости вдоль оси диафиза, так и перпендикулярно оси диафиза на область большого вертела бедренной кости с 23 до 93 %. Внедрение в клиническую практику методики профилактического армирования ПОБК при различных дегенеративно-дистрофических процессах может привести к снижению частоты таких переломов при низкоэнергетической травме, что доказывается результатами наших исследований.