Механические свойства систем кость-имплантат в условиях различных способов фиксации

Повреждения крупных сегментов нижних конечностей остаются одной из важных социальных проблем по причине вовлеченности в массовый травматизм пациентов молодого и трудоспособного возраста. Современные принципы хирургического лечения подразумевают выполнение внутренней фиксации при лечении переломов.

Восстановление опороспособности конечности после внутренней фиксации -один из важных параметров стабилизации общего состояния, который позволяет сохранить не только жизнь пациента, но и функцию конечности [1–5]. В соответствии с принципами персонифицированной медицины важное значение придается возможности активных движений в раннем послеоперационном периоде, что обеспечивает оптимальные условия для двигательной реабилитации [6, 7, 14-17].

Однако до настоящего времени не существует единого подхода к выбору режима нагрузки на оперированную конечность, что приводит к эклектичности в подходах у различных специалистов и научных школ. Важное значение для выработки режимов нагрузок в раннем послеоперационном периоде имеют механические свойства систем кость–имплантат [3, 16], однако сведения, имеющиеся в литературе, фрагментарны, и результаты неоднозначны [8-13, 18–20].

Материалы и методы

Исследованы 4 группы биоманекенов большеберцовой кости в условиях экспериментального повреждения типа 42 А 1.1 по AO/ASIF , синтезированных различными видами имплантатов. Группа 1 – блокируемые интрамедуллярные штифты (БИОС), группа 2 – пластины для накостного остеосинтеза LC-DCP , группа 3 – аппараты наружной фиксации (АНФ), группа 4 – образцы, синтезированные системой расширяющейся фиксации Fixion , контрольная группа 5 – интактные образцы (рис. 1).

Fixion         БИОС        LC-DCP          АНФ         Интактные образцы

Рис. 1. Исследуемые системы

Общее количество изученных образцов составило 15, в том числе 5 интактных, по 3 образца с АНФ и с системой расширяющейся фиксации, по 2 образца с пластиной LC-DCP и БИОС. Образцы были подвергнуты осевому сжатию со скоростью 10 мм в минуту на аппарате INSTRON 1185 (рис. 2) до полного разрушения системы. Количественные параметры резистентности изученных систем к осевому сжатию анализировались от момента компрессии до полного разрушения образцов.

Группа 1 (БИОС)

Группа 2               Группа 3            Группа 4

( LC-DCP )                (АНФ)              ( Fixion )

Рис. 2. Расположение систем кость–имплантат на испытательном стенде

Результаты

Анализ механических свойств интактных образцов выявил, что сегменты разрушаются при средней нагрузке (524,73 ± 48) кг.

Системы LC-DCP разрушались при средних нагрузках до (584,89 ± 36) кг.

Разрушение систем фиксированных интрамедуллярным блокированным штифтом (БИОС) происходило при средней нагрузке (743,84 ± 84) кг.

Системы кость–имплантат с аппаратом внешней фиксации (АНФ) разрушались при нагрузках более (914,39 ± 62) кг.

Наиболее прочными из изученных были образцы, фиксированные системой расширяющейся фиксации ( Fixion ). Данные образцы сохраняли структурную состоятельность при нагрузке до (1098,21 ±71) кг (рис. 3).

Анализ времени сопротивления приложенной нагрузке выявил наибольшую длительность у систем расширяющейся фиксации Fixion , которые оставались стабильными до 275-й секунды эксперимента.

Сопоставимые характеристики отмечены у систем LC-DCP и БИОС, которые теряли устойчивость в промежутке времени 240–245 с.

Аппараты наружной фиксации разрушились в среднем на 170-й секунде исследования. Наименее прочными из изученных как по времени, так и по величинам сопротивляемости нагрузке были интактные образцы, которые разрушались в среднем на 62-й секунде.

Рис. 3. Прочностные характеристики систем кость–имплантат

Аппараты наружной фиксации демонстрировали линейное повышение резистентности осевому сжатию до 400 кг, после чего коэффициент сопротивления нагрузке увеличивался вплоть до 169-й 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 интрамедуллярных 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 (рис. 4).

Рис. 4. Параметры резистентности осевому сжатию

Визуальный анализ биоманекенов после эксперимента выявил участки, характерные для разрушения каждой из исследованных систем. В частности, интактные образцы разрушались в области дистального метаэпифизарного хряща либо в зоне «пилона». Системы кость–имплантат с LC-DCP -пластиной разрушались на границе фиксатор–кость, проксимальнее либо дистальнее фиксатора. Образцы, фиксированные АНФ, разрушались на уровне спиц дистального репонирующего кольца. Изученные биоманекены с блокированными штифтами во всех случаях разрушались в области дистальных блокирующих винтов. Образцы кость–имплантат с системами расширяющейся фиксации разрушались посредством формирования продольного раскола диафиза большеберцовой кости.

Заключение

Отмечено, что наибольшую прочность обеспечивают системы внутрикостного остеосинтеза. Прочность этих систем в среднем была более чем в два раза выше по сравнению с интактными образцами, а продолжительность периода упругой деформации превышала аналогичный у АНФ и БИОС. Высокая прочность систем при осевом сжатии и продольный раскол диафиза свидетельствовали о равномерном распределении нагрузки на кость.

Таким образом, результаты проведенного сравнительного анализа свидетельствуют о возможности нагрузки весом тела в раннем послеоперационном периоде, поскольку любой вид внутренней фиксации повышает прочность сегмента.

Благодарности

Исследование выполнено при финансовой поддержке Пермского края.