Содержание к диссертации
Введение
Глава 1. Состояние вопроса по данным литературы 9
Структура травматизма 9
Этапы развития методов остеосинтеза крупных сегментов нижних конечностей 18
Терминология 21
Эффективность систем расширяющейся фиксации 22
Глава 2. Материал и методы исследования 28
2.1. Клинические наблюдения 28
2.2. Методы обследования 31
Глава 3. Механические свойства систем кость - имплант в условиях стабильно - функционального остеосинтеза 36
Глава 4. Особенности хирургической техники 47
Глава 5. Сравнительный анализ функциональной активности в послеоперационном периоде 54
Заключение 71
Практические рекомендации 76
Список литературы
- Этапы развития методов остеосинтеза крупных сегментов нижних конечностей
- Эффективность систем расширяющейся фиксации
- Методы обследования
- Особенности хирургической техники
Этапы развития методов остеосинтеза крупных сегментов нижних конечностей
Эволюция остеосинтеза при диафизарных переломах претерпела на себе внедрение всех существующих технологий, как внеочаговой, так и чрезочаговой фиксации.
Накостный остесинтез пластинами при диафизарных переломах был благодатной почвой для зарождения философии АО задолго до 1958 года.
Пластины полного контакта, применяемые для накостного остеосинтеза, изначально имели диаметр отверстий незначительно превышающие диаметр резьбовой части винта (Robert Danis, 1950), при этом философией фиксации было трение между костью и имплантом. Одно из первых сообщений М. Muller датируется 1951 годом, в котором были обобщены ближайшие результаты открытой репозиции и внутренней фиксации с применением накостного остеосинтеза, выполненного в университетской клинике города Fribourg. (АО Dialogue, issue 4, December 2006). 1958 год был ознаменован не только созданием профессионального сообщества «АО», но и внедрением шестигранной гексагональной резьбы на головках винтов и соответствующего инструментария, прототипом к которым по откровению автора послужили винты Schanz, применяемые для внеочагового остеосинтеза (Robert Mathys, 1958). Важной вехой в развитии понимания принципов репаративной регенерации костной ткани послужили работы, доказывающие возможность формирования «интермедиарной» костной мозоли в условиях стабильного остеосинтеза и межотломковой компрессии. В качестве морфологического субстрата первичного сращения рассматривалась встречная регенерация гаверсовых систем и сосудов остеонов (Hans Willenegger, Fritz Straumann, Robert Schenk. 1963).
Важным инженерным решением было создание систем динамической компрессии с овальными отверстиями (DCP), что несомненно оптимизировало биомеханику в системе кость - имплант (A Dynamic Compression Plate. Perren S, Russenberger M, Steinemann S, Muller M, Allgower M. ActaOrthop Scandinavica 1969; supplementum 125, : 31-41).
Состояние мягких тканей и их влияние на функциональные результаты остеоситнеза было отражено в работах Harald Tscherne (Die Klassifizierung des Weichteilschadens bei offenen und geschlossenen Frakturen. Tscherne H, Oestern HJ. Unfallheilkunde 1982; 85:111-5).
В 1987 году появилась единая классификация повреждений, что в последствии приобрело повсеместное распространение (Classification АО des fractures, les os longs. Muller ME, Koch P, Nazarian S. New York, Springer; 1987).
Влияние эндостального кровоснабжения на регенерацию было отражено в работах Reinhold Ganz и Stephan Perren (Die biologische Plattenosteosynthese. Gautier E, Ganz R. Zentralbl Chir 1994;119:564-72). Параллельным курсом шла разработка философии LC-DCP (The concept of biological plating . Perren SM. Injury 1991;22suppl 1:1-41).
Влияние рассверливания костномозгового канала на регенерацию отражено в работах Kessler S. В. Hallfeldt К. К. (The effects of reaming and intramedullary nailing on fracture healing. Kessler SB, Hallfeldt KK, Perrren SM, Schweiberer L. Clin Orthop Relat res 1986;212:18-25).
Продолжением развития философии LC-DCP было появление пластин с минимально возможным точечным контактом, и в некоторой степени параооссальным расположением, - система PC-Fix (Stephan Perren, 1993), MIРО (Christian Krettek, 1997) и LISS (Robert Frigg, 1995).
По видимому одной из вершин эволюции накостного остеосинтеза по философии АО являются системы LC - LCP, органично сочетающие в себе возможности динамической компрессии, минимального воздействия на периост параоссально расположенным фиксатором, и достаточной ригидностью системы кость имплантат, благодаря наличию «блокированных» с пластиной винтов, биомеханика которых позволяет располагать их монокортикально (Robert Frigg, 1990; Michael Wagner 1993), (First clinical results of the Locking Compression Plate (LCP). Sommer C, Gautier E, Muller M, Helfet DL, Wagner M. Injury 2003Nov; 34 Suppl 2: B43-54).
Одной из не многих технологий, созданной отечественной школой ортопедии, признанной во всем мире, является внеочаговая фиксация по методу академика Г.А. Илизарова. По-видимому, важным конкурентным преимуществом данной технологии, была не возможность компоновки аппарата для каждого конкретного повреждения, и даже не минимально возможное воздействие на кровоснабжение сегмента, а глубокое понимание основателями методики влияния биомеханики систем кость - имплант на внутритканевое напряжение синтезированного сегмента и опорно-двигательной системы в целом, что обеспечивало возможность немедленной нагрузки и двигательной реабилитации в условиях динамической межотломковой компрессии.
Эффективность систем расширяющейся фиксации
Разрушение систем, фиксированных интрамедуллярным блокированным стержнем происходило при средней нагрузке 743,84 ± 84 кг. Системы кость - имплант с аппаратами внешней фиксации разрушались при средних нагрузках 914,39 ± 62 кг.
Наиболее прочными из изученных были образцы, фиксированные системами расширяющейся фиксации, которые сохраняли структурную состоятельность при нагрузках менее 1098,21 ± 71 кг. (Рис. 3.6).
Особенностями биомеханики интактных образцов были линейное повышение нагрузки до максимальных значений и одномоментное падение резистентности в связи с разрушением сегмента. Среднее время продолжительности упругой деформации составило 61 сек.
Аппараты наружной фиксации демонстрировали нинейное повышение резистентности осевому сжатию до 400 кг, после чего коэффициент сопротивления нагрузке увеличивался вплоть до 169 секунды эксперимента, после чего наблюдался ступенчатый переход в фазу пластической деформации с последующим разрушением системы.
Анализ параметров резистентности осевому сжатию выявил более длительные периоды упругой деформации образцов, фиксированных системами LC - DCP и интрамедулярных фиксаторов, которые оставались стабильными в среднем до 250-й секунды эксперимента. Сопротивление осевому сжатию было линейным с двухмоментным переходом в фазу структурной деформации перед разрушением систем.
Изученные системы после разрушения представлены на рис. 3.7. Наиболее прочными с точки зрения продолжительности периода упругой деформации были образцы фиксированные системами расширяющейся фиксации, которые сохраняли структурную состоятельность вплоть до 279 секунды эксперимента, при этом разрушение систем было одномоментным.
С целью анализа биомеханических свойств систем кость - имплант была произведена регистрации акустических колебаний сегмента, при помощи широкополостных сейсмоприемников. Образцы, фиксированные системами DCP, под действием нагрузки до 35 секунды эксперимента демонстрировали амплитуду фонового сигнала до 40 дБ, что свидетельствовало о формировании микротрещин в объекте. После 40 секунды сжатия отмечено увеличение амплитуды фонового сигнала до 80 дБ, а так же отдельных откликов акустической эмиссии до 100 дБ. На 220 секунде эксперимента отмечено снижение фонового сигнала откликов до 60 дБ с последующим разрушением системы (Рис 3.8.).
Образцы фиксированные АНФ демонстрировали линейное нарастание амплитуды акустических откликов до 45 секунды эксперимента с формированием всплесков акустической эмиссии около 70 дБ. В последующем фиксировано снижение амплитуды откликов фонового менее 35 дБ и единичными всплесками акустической эмиссии до 50 Дб, что соответствовало фазе упругой деформации систем. Единичное увеличение амплитуды откликов акустической эмиссии до 85 дБ отмечено после 200 секунды эксперимента что свидетельствовало о формировании микротрещин в кортикальной кости и предшествовало разрушению системы (Рис 3.10).
Системы кость - имплант, фиксированные блокированными стержнями на начальных этапах осевого сжатия демонстрировали низкоамплитудные акустические отклики менее 40 дБ, что свидетельствовало о формировании микротрещин в трабекулярной кости. Однако после 35 секунды эксперимента отмечено резкое увеличение амплитуды откликов, что отражало формирование микротрещин в кортикальной кости. Высокая амплитуда откликов сохранялась на протяжении всего периода упругой деформации систем вплоть до потери структурной состоятельности (Рис 3.9.). Изученные образцы с системами расширяющейся фиксации в отличии от всех изученных на начальных этапах осевого сжатия демонстрировали низкоамплитудные акустические отклики фонового сигнала менее 20 дБ. Повышение амплитуды фонового сигнала отмечено на 25 секунде эксперимента до 80 дБ, однако вплоть до 160 секунды эксперимента амплитуда фонового сигнала снижалась, что не было характерно для ранее изученных образцов. Даже перед этапом потери структурной состоятельности сегмента амплитуда фонового сигнала были ниже 65 дБ, несмотря на единичные всплески до 100 дБ, что не приводило к разрушению систем (Рис 3.11.).
Визуальный анализ биоманекенов после эксперимента выявил участки, характерные для разрушения систем. В частности интактные образцы разрушались в области дистального метаэпифизарного хряща, либо в зоне «пилона». Системы кость имплант с LC - DCP пластиной разрушались на границе фиксатор - кость, проксимальнее либо дистальнее фиксатора. Образцы фиксированные АНФ разрушались на уровне спиц дистального репонирующего кольца. Изученные образцы с блокированными штифтами во всех случаях разрушались в области дистальных блокирующих винтов. Биоманекены кость - имплант с системами расширяющейся фиксации разрушались посредством формирования продольного раскола диафиза болыпеберцовой кости.
Таким образом, все изученные способы стабильно функционального остеосинтеза при экспериментальном повреждении типа 42 А 11 по АО увеличивали прочность систем кость имплант, которая была в среднем на 33,7% выше по сравнению с интактными образцами (Таблица З.1.).
Не было отмечено разрушения систем по линии перелома, в связи с тем, что стабильно функционального остеосинтез обеспечивает оптимальное шунтирование нагрузки на дистальный отломок, позволяя кости нести нагрузку даже превышая механические свойства итнактного сегмента.
Три изученных способа анализа биомеханических взаимоотношений в системах кость - имплант, в частности анализ резистентности осевому сжатию, акустическая эмиссия и визуальный анализ участков разрушения свидетельствовали о преимуществах систем имеющих большую площадь контакта между костью и фиксатором.
Системы с динамической компрессирующей пластиной обеспечивали оптимальное шунтирование нагрузки, что предотвратило разрушение систем по линии перелома, тем не менее данный вид остеосинтеза способствует концентрации напряжений на границе кость - фиксатор, что и приводит к разрушению систем в этих областях, о чем свидетельствовали высокоамплитудные отклики акустической эмиссии, тем не менее изученные образцы были на 10,28% прочнее интактных.
Аппараты наружной фиксации были в среднем на 42,61% прочнее интактных образцов. Системы демонстрировали более чем в 3 раза более длительный период упругой деформации, низкоамплитудные отклики акустической эмиссии на протяжении всего периода упругой деформации свидетельствовали об эффективном шунтировании нагрузки на элементы конструкции аппарата внешней фиксации, в то же время относительно небольшая площадь контакта спиц и костной ткани приводит к разрушению кортикальной кости в области дистального базового либо репонирующего кольца.
Методы обследования
Разрушение систем, фиксированных интрамедуллярным блокированным стержнем происходило при средней нагрузке 743,84 ± 84 кг. Системы кость - имплант с аппаратами внешней фиксации разрушались при средних нагрузках 914,39 ± 62 кг.
Наиболее прочными из изученных были образцы, фиксированные системами расширяющейся фиксации, которые сохраняли структурную состоятельность при нагрузках менее 1098,21 ± 71 кг. (Рис. 3.6).
Особенностями биомеханики интактных образцов были линейное повышение нагрузки до максимальных значений и одномоментное падение резистентности в связи с разрушением сегмента. Среднее время продолжительности упругой деформации составило 61 сек.
Аппараты наружной фиксации демонстрировали нинейное повышение резистентности осевому сжатию до 400 кг, после чего коэффициент сопротивления нагрузке увеличивался вплоть до 169 секунды эксперимента, после чего наблюдался ступенчатый переход в фазу пластической деформации с последующим разрушением системы.
Анализ параметров резистентности осевому сжатию выявил более длительные периоды упругой деформации образцов, фиксированных системами LC - DCP и интрамедулярных фиксаторов, которые оставались стабильными в среднем до 250-й секунды эксперимента. Сопротивление осевому сжатию было линейным с двухмоментным переходом в фазу структурной деформации перед разрушением систем.
Изученные системы после разрушения представлены на рис. 3.7. Наиболее прочными с точки зрения продолжительности периода упругой деформации были образцы фиксированные системами расширяющейся фиксации, которые сохраняли структурную состоятельность вплоть до 279 секунды эксперимента, при этом разрушение систем было одномоментным.
С целью анализа биомеханических свойств систем кость - имплант была произведена регистрации акустических колебаний сегмента, при помощи широкополостных сейсмоприемников. Образцы, фиксированные системами DCP, под действием нагрузки до 35 секунды эксперимента демонстрировали амплитуду фонового сигнала до 40 дБ, что свидетельствовало о формировании микротрещин в объекте. После 40 секунды сжатия отмечено увеличение амплитуды фонового сигнала до 80 дБ, а так же отдельных откликов акустической эмиссии до 100 дБ. На 220 секунде эксперимента отмечено снижение фонового сигнала откликов до 60 дБ с последующим разрушением системы (Рис 3.8.).
Образцы фиксированные АНФ демонстрировали линейное нарастание амплитуды акустических откликов до 45 секунды эксперимента с формированием всплесков акустической эмиссии около 70 дБ. В последующем фиксировано снижение амплитуды откликов фонового менее 35 дБ и единичными всплесками акустической эмиссии до 50 Дб, что соответствовало фазе упругой деформации систем. Единичное увеличение амплитуды откликов акустической эмиссии до 85 дБ отмечено после 200 секунды эксперимента что свидетельствовало о формировании микротрещин в кортикальной кости и предшествовало разрушению системы (Рис 3.10).
Системы кость - имплант, фиксированные блокированными стержнями на начальных этапах осевого сжатия демонстрировали низкоамплитудные акустические отклики менее 40 дБ, что свидетельствовало о формировании микротрещин в трабекулярной кости. Однако после 35 секунды эксперимента отмечено резкое увеличение амплитуды откликов, что отражало формирование микротрещин в кортикальной кости. Высокая амплитуда откликов сохранялась на протяжении всего периода упругой деформации систем вплоть до потери структурной состоятельности (Рис 3.9.). Изученные образцы с системами расширяющейся фиксации в отличии от всех изученных на начальных этапах осевого сжатия демонстрировали низкоамплитудные акустические отклики фонового сигнала менее 20 дБ. Повышение амплитуды фонового сигнала отмечено на 25 секунде эксперимента до 80 дБ, однако вплоть до 160 секунды эксперимента амплитуда фонового сигнала снижалась, что не было характерно для ранее изученных образцов. Даже перед этапом потери структурной состоятельности сегмента амплитуда фонового сигнала были ниже 65 дБ, несмотря на единичные всплески до 100 дБ, что не приводило к разрушению систем (Рис 3.11.).
Визуальный анализ биоманекенов после эксперимента выявил участки, характерные для разрушения систем. В частности интактные образцы разрушались в области дистального метаэпифизарного хряща, либо в зоне «пилона». Системы кость имплант с LC - DCP пластиной разрушались на границе фиксатор - кость, проксимальнее либо дистальнее фиксатора. Образцы фиксированные АНФ разрушались на уровне спиц дистального репонирующего кольца. Изученные образцы с блокированными штифтами во всех случаях разрушались в области дистальных блокирующих винтов. Биоманекены кость - имплант с системами расширяющейся фиксации разрушались посредством формирования продольного раскола диафиза болыпеберцовой кости.
Таким образом, все изученные способы стабильно функционального остеосинтеза при экспериментальном повреждении типа 42 А 11 по АО увеличивали прочность систем кость имплант, которая была в среднем на 33,7% выше по сравнению с интактными образцами (Таблица З.1.).
Не было отмечено разрушения систем по линии перелома, в связи с тем, что стабильно функционального остеосинтез обеспечивает оптимальное шунтирование нагрузки на дистальный отломок, позволяя кости нести нагрузку даже превышая механические свойства итнактного сегмента.
Три изученных способа анализа биомеханических взаимоотношений в системах кость - имплант, в частности анализ резистентности осевому сжатию, акустическая эмиссия и визуальный анализ участков разрушения свидетельствовали о преимуществах систем имеющих большую площадь контакта между костью и фиксатором.
Системы с динамической компрессирующей пластиной обеспечивали оптимальное шунтирование нагрузки, что предотвратило разрушение систем по линии перелома, тем не менее данный вид остеосинтеза способствует концентрации напряжений на границе кость - фиксатор, что и приводит к разрушению систем в этих областях, о чем свидетельствовали высокоамплитудные отклики акустической эмиссии, тем не менее изученные образцы были на 10,28% прочнее интактных.
Аппараты наружной фиксации были в среднем на 42,61% прочнее интактных образцов. Системы демонстрировали более чем в 3 раза более длительный период упругой деформации, низкоамплитудные отклики акустической эмиссии на протяжении всего периода упругой деформации свидетельствовали об эффективном шунтировании нагрузки на элементы конструкции аппарата внешней фиксации, в то же время относительно небольшая площадь контакта спиц и костной ткани приводит к разрушению кортикальной кости в области дистального базового либо репонирующего кольца.
Особенности хирургической техники
Таким образом, сравнительный анализ выявил меньшую вероятность развития осложнений при выполнении остеосинтеза системами расширяющейся фиксации.
Меньшая вероятность интраоперационных осложнений связана с отсутствием необходимости рассверливания костно - мозгового канала, введения блокирующих винтов и проведения флюороскопии.
Меньший уровень инраоперационной кровопотери и продолжительность операции влияет на вероятность послеоперационных осложнений, в том числе тромбозов глубоких вен нижних конечностей и инфекционных осложнений.
Достижение оптимальных биомеханических взаимоотношений в системе кость - имплант обеспечивает условия для ранней нагрузки весом тела в послеоперационном периоде, однако наличие 3 или 4 блокирующих винтов у пациентов группы сравнения приводило к болевому синдрому в метаэпифизарной зоне, следствием чего была вероятность развития контрактур смежных суставов, инфекционных осложнений и осснфицирующих периартритов.
Ранняя нагрузка весом тела и адекватный мышечный тонус обеспечивают оптимальные условия для консолидации отломков при этом вероятность замедленной консолидаций была выше у пациентов группы сравнения.
Однако остеосинтез системами расширяющейся фиксации, как и любая методика не лишен недостатков, в частности, существует вероятность интраоперационной либо послеоперационной разгерметизации системы. Интраоперационная разгерметизация у двух пациентов основной группы была связаны с ошибками хирургической техники, в частности внешним повреждением фиксатора при попытке установки отклоняющих винтов (Poler). Однако учитывая, что конструктивно заложена возможность внутренней фиксации и в разгерметизированном состоянии при условии адекватно подобранной длины штифта консолидация у данных пациентов наступила в стандартные сроки.
Специфическим осложнением остеосинтеза системами расширяющейся фиксации можно признать вероятность укорочения конечности при переломах 32 В и с, 42 В и С по классификации АО / ASIF. У 12 пациентов основной группы при обследовании от 6 мес до 3 лет после остеосинтеза выявлено укорочение до 3 см. при переломах бедренной кости и до 2 см при переломах гостей колени. Однако необходимо отметить что укорочение конечности в пределах указанных величин не является клинически значимым и может быль легко корригировано. Закрытый интрамедуллярный остеосинтез ведущий свою историю с 30 -х годов прошлого века со времен штифта Кюнчера доказал свои преимущества для фиксации диафизарных переломов крупных сегментов нижних конечностей.
Противники рассверливания костно - мозгового канала говорят об ожоге кости, разрушении эндостального кровотока, критическом повышении давления в костном мозге, высокой вероятности внедрения содержимого костного мозга в системный кровоток, вероятности жировой эмболии, тромобэмболических осложнениях, респираторном дистресс синдроме, что весьма критично в особенности при политравме. Говоря о вероятности инфекционных осложнениях не стоит забывать о том, что полый штифт в костно - мозговом канале это аналог пробирки с кровью, что несомненно является хорошей питательной средой для микробов.
По прежнему дискуссионными остаются сроки нагрузок на оперированный сегмент в послеоперационном периоде, как и сроки динамизации при блокирующем остеосинтезе.
В этой связи в новом и современном ключе выглядит решение проблемы остеосинтеза диафизарных переломов при помощи систем расширяющейся фиксации.
Проведенные стендовые испытания систем кость - имплант показали что системы расширяющейся фиксации являются наиболее прочными по сравнению с накостным остеосинтезом системами LC - DCP, аппаратами внешней фиксации, а так же по сравнению с блокирующим остеосинтезом на экспериментальной модели диафизарного перелома болыпеберцовой кости. Системы расширяющейся фиксации обеспечивают максимально возможную площадь контакта в системе кость - имплант, что отражается на параметрах резистентности осевому сжатию, времени упругой деформации и параметрах акустической эмиссии что свидетельствует о равномерном шунтировании нагрузки на структуры эндоста.
Анализ интраоиерационных особенностей систем расширяющейся фиксации выявил достоверно меньшее время операции, продолжительность флюороскопии и уровня кровопотери. Меньшее время операции, как и продолжительность флюороскопии были обусловлены отсутствием необходимости введение блокирующих винтов, что по статистике после возможных технических сложностей при закрытой репозиции и фиксации дистального отломка - самая частая причина увеличения времени операции. Описанные выше интраоперациоиные преимущества несомненно повлияли и на результаты сравнительного анализа параметров качества жизни пациентов в раннем послеоперационном периоде, в особенности на уровень болевого синдрома.
Анализ отдаленных результатов хирургического лечения показал более ранние наступление клинического и рентгенологического сращения у пациентов основной группы.
Интересной особенностью в отдаленном послеоперационном периоде стало то, что формируемая мозоль в отличии от таковой при БИОС, как правило, имела параоссальный характер, подтверждения этому встречаются и в литературе, в связи с этим данный вид регенерации можно назвать субституцией (Рис 6.1).