Rehabilitation of elderly patients with systemic osteoporosis through intraosseous reinforcement of the proximal part of the femur to prevent pathological fractures. Experimental study

Full Text

Введение Демографические процессы, происходящие в современном обществе, являются актуальной, социальной проблемой во всех развитых государствах и приводят к росту дегенеративно-дистрофических заболеваний опорно-двигательной системы у лиц пожилого возраста [9]. Способность пожилого человека вести независимую жизнь - важная составляющая, обеспечивающая физический компонент качества жизни. Метаболические заболевания опорно-двигательной системы являются значимым фактором риска низкоэнергетических повреждений крупных сегментов скелета [15]. Наиболее частыми причинами снижения прочности кости являются остеопороз и значительно реже опухоли, сопровождающиеся дегенеративно-дистрофическими процессами в костях [3, 21, 25]. Среди широкого спектра низкоэнергетических переломов наибольшую социальную значимость имеют переломы проксимального отдела бедренной кости (ПОБК), так как они требуют значительных ресурсов системы здравоохранения с использованием современных хирургических технологий и средств реабилитации. Зачастую такие переломы ведут к гипостатическим функциональным нарушениям, «обвальному синдрому» декомпенсации состояния, что не позволяет восстановить прежний уровень функциональной активности пациентов, и сопряжены с высокой летальностью (41-67%) [2, 6, 16, 17]. Основной причиной переломов (ПОБК) у лиц пожилого возраста, как правило, является падение или удар в области большого вертела с высоты собственного роста [24]. Лечение и профилактика больных старшей группы с повреждением (ПОБК) остается до конца нерешенной проблемой отечественной травматологии в виду отсутствия единой концепции лечения, которая обусловлена нарастающим количеством пациентов с этой патологией [1, 5]. 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]. В группу потенциального риска остео-поротических переломов в России входит около 34 млн. человек, в то время, как в США - 44 млн. человек, при Технологии восстановительной медицины и медицинской реабилитации 23 Вестник восстановительной медицины № 3^2016 чем, согласно прогнозу Международного Фонда остео-пороза 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. 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 гг.. рост составил с 102,4 до 309,9 на 100 тыс. человек населения региона [4, 5]. 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. Это позволило доказать, что разрушение кости начинается в определенных точках, в которых при этом одинаковом уровне напряжения растяжение является более опасным, чем сжатие [18, 21, 23]. Свершившийся перелом ПОБК удваивает риск контралатерального вертельного перелома [19, 22]. 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, 20]. Цель исследования Разработать и обосновать методику хирургической профилактики переломов ПОБК с использованием оригинальных конструкций имплантатов для профилактического армирования. Оценить их достоинства и недостатки, провести математическое моделирование и стендовые испытания функционирования системы кость-имплантат, доказать существенное повышение прочности армированной системы кость-имплантат, как способа снижения вероятности возникновения переломов при низкоэнергетической травме у лиц пожилого и старческого возраста. Материалы и методы С целью предупреждения патологических переломов ПОБК был разработан хирургический способ профилактики переломов 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. При армировании применение этой конструкции предполагает использование от одной до трех спиц, что позволит армировать весь ПОБК. Для предотвращения миграции имплантата, конец спицы загибают Г-образно и скусывают (рис. 1а). Помимо этого, была разработана модернизированная конструкция предыдущего имплантата «бификсирующая винт-спица» [12] с головкой под гексагональный торцевой ключ. Преимущество этого имплантата заключается в том, что после завершения введения его в кость наружный конец (головка) не травмирует и остается в мягких тканях, что облегчает, при необходимости, его удаление (рис. 1б). Имплантат «шнековый винт» [10] представляет собой шнек с центральным валом и спирально закрученной резьбовой частью. Винт заканчивается головкой со шлицем под гексагональную отвертку (рис. 1в). Имплантат «винт-штопор» [9] представляет собой устройство, состоящее из 3мм спицы из упругого пружинящего металла, закрученной в виде спирали со сферической головкой и шлицем под гексагональную отвертку (рис.1г). Конструкция имплантата «телескопический винт-штопор» представляет собой устройство состоящее из телескопического винта с удлиненной шейкой под телескопическую трубку-направитель и рабочей частью в виде спирали для введения ее в головку бедренной кости[13]. В конструкции также используется диафи-зарная пластина с отверстиями под монокортикальные винты для крепления имплантата к диафизарной части бедренной кости (рис. 1д). Конструкция изоэластиче-ского имплантата представляет собой устройство [14], состоящее из изогнутых спиц, изготовленных из упругого пружинящего металла, трубчатых направителей и диафизарной пластины с отверстиями под монокортикальные винты для крепления к диафизарной части бедренной кости (рис.1е). Для изучения прочности системы кость-имплантат в г де Рисунок 1. Имплантаты для армирования. 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. 2а). Исследование напряжения проводили путем виртуального приложе 24 Технологии восстановительной медицины и медицинской реабилитации Вестник восстановительной медицины № 3^2016 ния 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. 2б). Благодаря вспомогательному программному ком- Рисунок 2. Геометрия кости (а), краевые условия (б). плексу 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 127-1300 к оси диафиза бедренной кости (рис. 3). Исследуемые системы подвергали дозированной нагрузке до полного разрушения системы кость-имплантат 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). Рисунок 4. Дозированная нагрузка на универсальном динамометре INSTRON 5982. Варианты исследуемых образцов бедренной кости с различными имплантатами и комбинациями их введения при вертикальной нагрузке вдоль оси диафиза на головку бедренной кости доведенных до перелома после нагрузки показаны на рис. 5. Рисунок 5. Дозированная вертикальная нагрузка вдоль оси конечности бедренной кости. Проведены испытания, во время которых система «кость-имплантат» подвергалась деформации, вследствие приложения усилия в виде компрессии на головку бедренной кости и опорой на большой вертел при горизонтальном положении диафизарной части бедренной кости (имитация падения на область большого вертела) показаны на рис. 6. Для подтверждения достоверности результатов экспериментальных исследований - метода профилак Технологии восстановительной медицины и медицинской реабилитации 25 Вестник восстановительной медицины № 3^2016 Рисунок 6. Результаты дозированной горизонтальной нагрузки на большой вертел бедренной кости. тического армирования ПОБК, были рассмотрены различные критерии статистической обработки данных. Учитывая небольшое количество наблюдений и исследуемого материала (трупные кости и биоманекены, используемые имплантаты) мы остановили выбор на серийном 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. Результаты и обсуждение Математическое моделирование показывает, что напряжения внутри кости существенно ниже, чем на ее поверхности. 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 увеличивается 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 таблице 1. Результаты стендовых испытаний свидетельствуют о преимуществах армированных систем с использованием винтов, либо систем «винт+спица». Разрушение кости в зоне растяжения происходит монокор-тикально, не приводя к формированию дальнейшего смещения отломков. При вертикальной нагрузке на головку вдоль оси диафиза бедренной кости (положение стоя) прочность армированной шейки увеличивалась от 22,7% до 72,6% в зависимости от комбинации вводимых имплантатов (Таблица 2). Результаты испытаний устойчивости армированных систем вследствие приложения усилия и компрессии на головку бедренной кости при горизонтальном положении ее диафизарной части - имитация падения на область большого вертела, продемонстрировали преимущества систем с наибольшей Таблица 1. Значение величин напряжения в областях сжатия и растяжения в критических точках sz шейки бедренной кости. Имплантат Точка А (краниальная) Точка В (каудальная) sz, Па Asz, % sz, Па Asz, % Интактная кость 1.64х108 - 6.57х107 - Спица вверху 1.49х108 10.1 6.39х107 2.8 Спица внизу 1.66х108 -1.2 6.10х107 7.7 Спица + спица 1.47х108 11.6 5.86х107 12.1 Спица посередине 1.60х108 2.5 6.49х107 1.2 Шнек 1.64х108 0.0 6.47х107 1.5 Штопор 1.66х108 -1.2 6.32х107 4.0 Штопор и спица 1.69х108 -3.2 5.96х107 10.2 Спица + спица снаружи 0.91 х108 80.2 2.90х107 126.6 26 Технологии восстановительной медицины и медицинской реабилитации Вестник восстановительной медицины № 3^2016 Таблица 2. Испытания при вертикальной нагрузке на головку по оси бедренной кости. Системы Кол-во опытных образцов Максимальная нагрузка (кг) Продолжительность пластической деформации (сек). Время структурной деформации (сек) Увеличение прочности до разрушения кости (%%) Интактная кость 5 137,2±15 346±5 361±5 100,0% Спица 6 168,4±15 * 362±5* 386±5* 122,7% 3 спицы 8 192,7±15* 391±5* 463±5* 140,1% Штопор 7 214,1±15* 198±5* 561±5* 156,1% Штопор + спица 6 236,8±15* 243±5* 532±5* 172,6% Примечание: *- р<0,05 - статистическая значимость различий группы систем кость-имплантат и группы сравнения (интактная кость) площадью контакта (винт-штопор), при этом отмечено увеличение сопротивляемости нагрузкам от 27 до 93% (Таблица 3). Выводы Разработанная методика профилактического армирования и конструкции оригинальных имплантатов для ее осуществления, имеющих малые размеры, обеспечивающих минимальную потерю костной массы при введении их в кость, сохраняют физиологическую способность ПОБК к амортизации при нагрузках после введения имплантата. В результате экспериментальных исследований нами доказано, что при нагрузках армированной системы кость-имплантат напряжение возрастает в точках начала разрушения кости на 11,6-12,1%, увеличивая прочностные характеристики системы. Все изученные нами варианты профилактического армирования ПОБК показали увеличение прочности системы «кость-имплантат» при вертикальной нагрузке с компрессией на головку бедренной кости вдоль оси диа-физа и при перпендикулярной оси диафиза нагрузке на область большого вертела бедренной кости на 23-93%. Применение методики профилактического армирования ПОБК при различных дегенеративнодистрофических процессах в клинической практике может привести к снижению частоты таких переломов при низкоэнергетической травме, что доказывается результатами наших исследований. Таблица 3. Испытания при горизонтальной нагрузке на большой вертел бедренной кости. Системы Кость Кость-имплантат Кол-во опытных образцов Максимальная нагрузка (кг). Продолжительность пластической деформации (сек). Время структурной деформации (сек). Увеличение прочности до разрушения кости (%%) Интактная кость 5 221,3±15 231±5 331±5 100,0% Спица 6 282,8±15* 336±5* 385±5* 127,9% 3 спицы 8 337,2±15* 359±5* 410±5 * 152,6% Штопор 7 345,5±15 * 361±5 * 390±5* 156,1% Штопор + спица 6 428,6±15* 361±5 * 338±5* 193,0% Примечание: *- р<0,05 - статистическая значимость различий группы систем кость-имплантат и группы сравнения (интактная кость)

About the authors

A. L Matveev

Novokuibyshevsk central city hospital

Email: Mal57@rambler.ru

V. E Dubrov

Lomonosov Moscow State University

Faculty of Fundamental Medicine

B. Sh Minasov

Bashkirsky State Medical University

T. B Minasov

Bashkirsky State Medical University

A. V Nehogin

Samara State Technical University

References

Supplementary files