Влияние стабилизации на изменение характеристик жесткости шейного отдела позвоночника (экспериментальное исследование)

Хирургическое лечение болезней шейного отдела позвоночника, таких как травма, спондиллез или размягчение диска, быстро развивается. Однако при введении имплантата в позвоночник возникают проблемы, связанные с функционированием и использованием имплантата. Хотя имеются различные методы реконструкции поврежденных частей шейного отдела позвоночника или восстановления его стабильности, в настоящее время нет четких рекомендаций для использования передних или задних фиксаторов. Процедуры фиксации в основном выбираются на основе оценки клинической нестабильности. Поэтому исследования in vitro шейных имплантатов важны для определения влияния этих элементов на стабильность шейного отдела позвоночника и изменений в его жесткости, а также в способе восприятия нагрузок [12]. В связи с этим многочисленные сравнительные изучения соответствующих имплантатов проводились для определения, например, степени стабильности шейного отдела позвоночника или способности выдерживать

физиологические или предельные нагрузки при использовании конкретных имплантатов. Такие изучения проводились, в частности, авторами работ [3-8, 11].

Целью данной статьи является подробное изучение влияния межпозвонковой стабилизации в сегменте шейного отдела позвоночника на биомеханику этого отдела, в частности, на подвижные сегменты, примыкающие к точке введения дополнительной жесткости позвоночника. Значительный прогресс в методах операций и внедрение различных систем внутренней фиксации позвоночника с использованием металлических, углеродных и других имплантатов, и их широкое применение делают возможным проведение обширных операций позвоночника в случае его повреждения вследствие травмы, опухолевых или дегенеративных заболеваний. Развитие спондиллеза исключает жесткие сегменты позвоночника из двигательной цепи и, несомненно, оказывает влияние на увеличение перегрузки сегментов, прилежащих к месту жесткости.

В более поздний период после операции это вызывает появление перегрузки, нестабильности и дегенеративные изменения в сегментах, соседних к месту жесткости. Клинические наблюдения у пациентов после таких процедур подтверждают наличие боли в некоторых случаях и неврологические симптомы, связанные с этим процессом.

Таким образом, имеется необходимость изучения и оценки (в условиях in vitro ) величин, влияющих на конкретные сегменты шейного отдела позвоночника – особенно на подвижные сегменты, примыкающие к месту избыточной жесткости позвоночника. Сравнение результатов исследований образцов из позвоночников при наличии спондиллеза и в контрольной группе (при отсутствии спондиллеза) будет являться основой, которая может помочь в создании математической модели биомеханической коррекции между различными способами фиксации шейного отдела позвоночника.

В настоящее время используются различные методы внутренней фиксации, некоторые – в связи с костными имплантатами.

Передняя стабилизация вывихов и переломов шейного отдела позвоночника, предпочитаемая многими авторами, не всегда обоснована [1, 9]. При биомеханическом анализе биомеханические свойства неповрежденного шейного отдела позвоночника определяются и сравниваются со свойствами для позвоночника с фиксацией.

Изменения, которые имеют место в элементах позвоночника, соседних к месту стабилизации, ранее не анализировались. Обычно исследуется разница между всей изучаемой неповрежденной частью позвоночника и этой же частью после внутренней стабилизации.

Цель этого исследования – определить изменения жесткости между неповрежденной и стабилизированной частями позвоночника и эволюцию процесса, возникающую выше и ниже места стабилизации.

Материалы и методы

В данном биомеханическом тестировании были использованы позвоночники, взятые у трупов овец. Свежие образцы трупов человека трудно получить для экспериментов in vitro , поэтому в анализе были использованы шейные отделы позвоночника овец. Шейный отдел позвоночника овцы рассматривается как хорошая модель шейного отдела позвоночника человека, что в основном связано со сравнимым лордозом шейного отдела [2]. На основании биомеханического подобия позвоночника овцы и человека [2, 10], делается предположение, что исследование шейного отдела позвоночника овцы может быть полезно как модель для хирургии диска или процесса лечения кости, а также служит альтернативой для анализа имплантатов позвоночника.

а                                                 б

Рис. 1. Пример передней и боковой радиографии шейного отдела позвоночника овцы (а), изображение с помощью компьютерной топографии (б)

Для анализа были взяты 7 свежезамороженных позвоночников из трупов овец (возраст овец, имеющих позвонки С2-С7, 4 года). Свежие позвонки были освобождены от мягких тканей, оставляя связки и суставные структуры. Шейные отделы позвоночников хранились при температуре -20 ° С вплоть до дня тестирования, когда они были оттаяны. Образцы держались обычно увлажненными физиологическим раствором в течение всего механического эксперимента. Весь биомеханический эксперимент был закончен через 5 часов после оттаивания [4]. Один образец был отвергнут, в результате чего были получены 6 образцов для исследования.

Исследование образцов с помощью рентгена и компьютерной топографии показало, что все они не имеют дегенеративных изменений, в них нет деформации или анатомических дефектов (рис. 1).

Верхнее и нижнее тела позвонков в образцах были смонтированы с помощью эфирной смолы в двух цилиндрических захватах в нейтральном вертикальном положении.

Все биомеханическое тестирование было проведено на одноосной машине для испытания материалов ( MTS 858 Mini Bionix Test System ) с помощью неразрушающего метода испытаний. Типы нагружения включали аксиальное сжатие (рис. 2а) и изгиб/выпрямление (рис. 2б).

Сжимающая нагрузка была приложена методом управляемого удара при скорости сжатия 20 мм/мин, причем образец был установлен вертикально. Предельное значение сжимающей нагрузки составляло 450 ( SD ± 64) H для неповрежденного образца и 600 ( SD ± 86) H для образца после стабилизации.

В местах изгиба и выпрямления была использована модифицированная система нагружения, в которой образец располагался горизонтально и имелась возможность неограниченного движения верхнего и нижнего позвонков в горизонтальной плоскости. Амплитудный угол был равен +12 ° для изгиба и -7 ° для выпрямления.

Каждый опыт проводился при циклическом приложении нагрузки, пока не было получено 7 петель нагружения. Для каждого образца были проведены два цикла нагружение-разгрузка, чтобы минимизировать вязкоупругие эффекты мягких тканей.

а

б

Рис. 2. Фотографии и схемы системы нагружения для: а) сжимающей нагрузки – F AC , б) нагрузки изгиба/выпрямления – M FL / M EX

F AC

шейный позвонок

Рис. 3. Схема Cloward – метода

б) реконструированный образец с костным имплантатом, в) передняя позвонковая пластина

Нагружение сжатия было проведено до значения укорочения всей изучаемой части позвоночника, равного примерно 8 мм. Это значение было установлено с учетом величины уменьшенной высоты межпозвоночного диска изучаемого образца. В опытах изгиба и выпрямления шейный отдел позвоночника исследовали в диапазоне угла от 12 ° до -7 ° . Результаты в опытах сжатия и изгиба-выпрямления показаны на рис. 5 и 6.

Последовательность биомеханического тестирования позвоночных конструкций была следующей: сначала каждый образец тестировался как состоящий из неповрежденных позвонков, затем образец был дестабилизирован, а далее реконструирован с использованием передних позвонковых пластин с внутренним имплантатом ( Cloward – метод) (рис. 3).

Специальный метод, предложенный Cloward , включает использование 10-12миллиметровых костных вставок для лечения симптоматических дегенеративных заболеваний. Метод заключается в применении аутогенных костных имплантатов и специальных инструментов для расширения отверстий с целью добиться декомпрессии (снижение давления позвонков друг на друга). Однако достижение хорошего вытяжения является трудной проблемой.

Костный имплантат вместе с передней позвонковой пластиной (рис. 4) и задние элементы шейного отдела позвоночника обеспечивают стабильность и распределяют нагружение шейного отдела позвоночника, имеющего имплантаты.

Результаты

Два типа статических нагрузок – аксиальное сжатие и изгиб-распрямление – были сначала применены для моделирования неповрежденных позвонков С2-С7 и затем для моделей, включающих костный имплантат и переднюю позвонковую пластину.

На рис. 5-8 показаны результаты экспериментального анализа. При биомеханическом тестировании было проанализировано изменение силы, вызванное изменением перемещения, и изменение момента как функции углового перемещения в случае изгиба.

Исследование показывает влияние стабилизации на диапазон движений позвоночника.

а                                                     б

Рис. 5. а) Пример характеристической кривой нагрузка-перемещение, наблюдаемой в полном цикле нагружения для сегмента шейного отдела позвоночника, нагруженного аксиальным сжатием; б) рисунок, показывающий оценку коэффициента жесткости

Рис. 6. Пример характеристической кривой нагрузка-перемещение, наблюдаемой в полном цикле нагружения для сегмента шейного отдела позвоночника, нагруженного изгибом-выпрямлением

При аксиальном сжатии наибольшая сила наблюдалась при использовании костного имплантата и метода пластины (рис. 5). При максимальном перемещении (8 мм) в поврежденном позвоночнике сила достигала значения 450 Н ( ± 64), для позвоночника с фиксатором при том же перемещении сила возрастает до 600 Н ( ± 64).

При изгибе для максимального значения угла (12 ° ) максимальное значение момента равно 2,9 Нм ( ± 1,3) для неповрежденного позвоночника и 6,7 Нм ( ± 2,1) для позвоночника после стабилизации. При распрямлении для максимального значения угла (7 ° ) максимальное значение момента было равно 0,1 Нм ( ± 0,06) для неповрежденного позвоночника и 0,18 Нм ( ± 0,06) для позвоночника после стабилизации.

k s [10² Нм/град]                                ^{k s [10 2 Нм/град]}                9                   k ₀ [10³ Н/мм]

7. Жесткость при сжатии в неповрежденной кости и позвоночник после фиксации

Изгибная жесткость в неповрежденном позвоночнике и позвоночнике после фиксации

Изменения нагрузки имеют нелинейный характер (рис. 5 и 6). На основе этих результатов можно определить жесткость. Из-за нелинейного характера зависимости жесткость определяется для отдельных диапазонов изменения нагрузки. На рисунках сравниваются случаи неповрежденной кости и кости после стабилизации. Жесткость определяется по соотношению между нагрузкой и перемещением. Коэффициент жесткости k ₀ вычисляется по формуле

k

_ A L "I d

Результаты тестирования жесткости представлены для сжатия на рис. 7 и для изгиба/выпрямления на рис. 8.

Различие в жесткости между неповрежденным позвоночником и позвоночником после стабилизации изменяется при увеличении силы, действующей на изучаемую часть позвоночника. В то же время часть позвоночника после вставления костного имплантата и фиксируемой пластины характеризуется большей жесткостью в случае сжатия и изгиба. Однако разница в жесткости не одинаковая: при сжатии тенденция к уменьшению разностей в жесткости (различные в последовательных интервалах перемещений) до и после стабилизации с увеличением силы нагружения очевидна.

В случае изгиба разницы жесткостей очень значительны и возрастают с увеличением силы нагружения даже более, чем на 50%. Это доказывает, что упрочнение (скрепление) элемента позвоночника очень важно для функциональной физиологии позвоночника человека.

Выводы

Шейный сегмент позвоночника человека характеризуется большим диапазоном движений. Большинство движений связано с поперечным изгибом и кручением. Сила сжатия, возникающая от веса головы, имеет влияние на шейный сегмент только в нейтральном положении. Однако все другие нагрузки связаны с изгибом. Поэтому наблюдаемое изменение жесткости после стабилизации является очень неблагоприятным явлением. Позвоночник после длительного периода работы начинает компенсировать недостаток подвижности в одном сегменте увеличением движения в сегментах выше и ниже места стабилизации. Увеличение движения часто вызывает патологические изменения, которые являются неблагоприятными как с точки зрения пациента, так и с точки зрения процесса терапии.

Наблюдаемая разность важна с точки зрения перегрузки точек позвоночника выше и ниже фиксируемого сегмента. Перегрузка обычно проявляется в увеличении диапазона движений перегруженных частей.

Экспериментальное исследование моделей позвоночника важно для понимания феномена стабилизированного позвоночника.

Поэтому будут продолжены лабораторные и клинические исследования для определения методов, которые создают лучшие условия для остеосинтеза в шейном отделе позвоночника.