Журнал «Травма» Том 15, №1, 2014

Статья опубликована на с. 66-73

Хирургическое лечение многооскольчатых переломов грудопоясничного отдела позвоночника является одной из актуальных проблем вертебрологии. Компьютерное моделирование и математический анализ напряженно-деформированного состояния (НДС) модели позвоночника позволяют оптимальным образом подобрать фиксирующие конструкции, не прибегая к хирургическому вмешательству [1–5]. В настоящее время широкое распространение получил метод конечных элементов (МКЭ), который в полной мере позволяет построить биометрическую модель, наиболее близко приближенную к реальной анатомии костных структур, а также учесть их различные механические свойства и задать сложную пространственную систему нагрузок. Данная биомеханическая модель широко используется в выборе оптимальной фиксирующей конструкции, вариантов их крепления к позвоночному столбу, расчетах прочностных характеристик, кинематическом анализе [1–3, 6, 12]. Вычислению НДС как отдельных позвонков, так и блока позвонков с помощью МКЭ посвящено довольно много научных исследований, в которых показано поведение позвоночника как в норме, так и с различными отклонениями [1–5]. Существуют публикации исследования НДС позвоночника с различными фиксирующими устройствами, и практически нет работ, посвященных сравнительному анализу влияния различных фиксирующих устройств на НДС позвоночника, в том числе при использовании вертебропластических материалов [1–3, 7].

Цель исследования: на основе анализа НДС во фрагменте позвоночного столба, при различных вариантах нагрузки разработать способ сочетанного использования транспедикулярного спондилодеза и вертебропластики для хирургического лечения компрессионно-оскольчатых переломов грудопоясничного отдела позвоночника.

Материал и методы

Нами разработана биометрическая модель по средним значениям результатов компьютерных томограмм L1–L3 позвонков у 27 пациентов мужского пола в возрасте 30–40 лет [3]. Между соседними позвонками располагались упругие элементы с поперечным сечением, эквидистантным контуру поперечного сечения тела позвонка, которые моделировали межпозвоночные диски. Между суставными отростками при расчетах были использованы упругие призматические элементы, которые моделировали наличие суставных хрящей. Также применялись нитевидные упругие элементы, моделирующие действие задней и передней продольных связок, а также желтой, межостистой и суставных связок (рис. 1а). Моделирование переломов (рис. 1б) осуществлялось по X.Y. Wang и соавт. [11]. Транспедикулярная фиксация проводилась конструкцией, состоящей из фиксирующего стержня диаметром 7 мм и двух транспедикулярных винтов диаметрами 5 мм. Для анализа НДС во фрагменте позвоночного столба при сочетанном использовании транспедикулярного спондилодеза и вертебропластики нами предложена модель, представленная на рис. 1в.

Все компоненты разработанной конечно-элементной (КЭ) модели и материалы приняли однородными и изотропными. В качестве модели материалов использовали закон Гука. Исследования механических характеристик биологических тканей, представленные в работах [1, 4, 9, 13, 15], показывают существенный разброс исследуемых величин и их варьирование. Исходя из этого, при моделировании использованы усредненные значения механических характеристик элементов исследуемой КЭ модели позвоночника, импланта и костного цемента [3], которые приведены в табл. 1.

Нагрузка, используемая при моделировании, является одним из наиболее значимых факторов, определяющих НДС исследуемого фрагмента позвоночника. Анализ литературных источников показал значительные вариации способов приложения нагрузки, используемые авторами при МКЭ-моделировании. Согласно данным ряда авторов [5, 9, 13, 15], проведен сравнительный анализ теоретических и экспериментальных значений НДС позвонков при различных вариантах приложения нагрузки, значения которых представлены в табл. 2.

Таким образом, анализ литературы и собственные данные явились основой экспериментальной части исследования.

Результаты и обсуждение

Результаты расчета модели здорового фрагмента использовались в качестве базового уровня напряженного состояния для сравнения с другими вариантами, а также для проверки достоверности полученных результатов. Анализ распределения интенсивности напряжений показывает, что при вертикальном положении (ВП) туловища основная нагрузка приходится на переднюю часть позвоночного столба (на тела позвонков). Для фрагмента позвоночного столба, состоящего из трех позвонков, распределение интенсивности напряжений идентичное для каждого позвонка. Напряженное состояние характеризуется высокой степенью однородности распределения напряжений и составляет порядка 0,7–0,9 МПа, лишь в области контакта тела позвонка с межпозвоночными дисками наблюдается незначительный рост до значений 1,0–1,2 МПа (рис. 2).

Результаты моделирования в виде распределения интенсивности напряженного состояния в случае наклона вперед (НВ) и наклона назад (НН) значительно отличаются от расчетов, соответствующих вертикальному положению туловища, как по величине, так и по характеру распределения, что соответствует общим представлениям, приведенным в работах [5, 9, 13–15]. При НВ уровень интенсивности напряжений в теле позвонков возрастает примерно в три раза. Величина интенсивности напряжений в кортикальной кости при этом составляет ~ 2,5 МПа. В то же время наиболее напряженными участками в костной структуре являются корни дуг позвонков, а также верхние и нижние суставные отростки, где величина интенсивности напряжений достигает значений порядка ~ 7,0–9,0 МПа. Полученные результаты показывают возможность перераспределения напряжений в теле позвонков на величину до 50 %. При НН максимально напряженными участками являются дужки позвонков, а также верхние и нижние суставные отростки, где уровень интенсивности напряжений составляет ~ 8 МПа. Напряжение в теле позвонков ниже, чем в предыдущем расчете, и составляет ~ 1,5 МПа. На рис. 3 представлены результаты моделирования НДС в случае перелома позвонка для условий положения туловища согласно табл. 2.

Наличие полости в поврежденном позвонке приводит к значительному росту напряжений в теле позвонка и в корнях дуг позвонков. В случае сравнения вариантов расчета при наклоне вперед и назад для модели позвонка с переломом при функциональных нагрузках мы получили идентичные результаты: существенный, в 6,5 раза, рост интенсивности напряжений в теле позвонка с переломом, а также рост интенсивности напряжений в 2,5 раза в дужке позвонка, верхних и нижних суставных отростках. При методе с транспедикулярной стабилизацией смежных от травмированного позвонков происходит существенное перераспределение напряжений, причем характерное для всех вариантов положения туловища. В модели позвонка с переломом уровень интенсивности напряжений в теле снижается до значений, соответствующих 1–2 МПа. При этом максимальная интенсивность напряжений наблюдается в здоровых позвонках выше и ниже позвонка с переломом в области установки транспедикулярных винтов, где величина напряжений составляет 30–40 МПа в кортикальной кости. Уровень напряжений в заднем фиксирующем стержне составил: ~ 20 МПа для ВП, ~ 45 МПа для НВ и ~ 25 МПа для НН. Максимальные напряжения в конструкции транспедикулярной фиксации сосредоточены в области перехода винта в головку и в зависимости от положения туловища составляют: ~ 120 МПа для ВП, ~ 165 МПа для НВ и ~ 135 МПа для НН.

На рис. 4 представлены результаты моделирования НДС при восстановлении перелома позвонка методом транспедикулярной фиксации совместно с использованием костного цемента.

Из представленных результатов видно, что уровень напряжений снижается как в здоровых, так и в позвонке с переломом до уровня напряжений, соответствующего здоровым позвонкам (рис. 2). Подобные выводы можно сделать о величине интенсивности напряжений в теле позвонков в зависимости от положения тела. При НВ наблюдается рост напряжений в 2,5 раза по сравнению с ВП тела. При НН напряжения в теле позвонков значительно снижаются, что можно объяснить перераспределением нагрузки на конструкцию. Кроме того, для всех положений тела наблюдается существенное снижение интенсивности напряжений в областях дуг позвонков, верхних и нижних суставных отростков, что объясняется перераспределением несущей нагрузки. Анализ интенсивности напряжений в конструкции показывает, что в фиксирующем стержне происходит снижение напряжений в 2,5 раза по сравнению с предыдущим вариантом моделирования в зависимости от положения тела и составляет: ~ 7 МПа для ВП, ~ 23 МПа для НВ и ~ 9 МПа для НН. Величина интенсивности напряжений в костном цементе варьировалась в зависимости от положения тела и составила: ~0,42 МПа для ВП, ~ 1,21 МПа для НВ и ~ 0,37 МПа для НН.

Проведенное исследование методом конечно-элементного моделирования позвоночного столба позволяет считать, что совместное использование транспедикулярной стабилизациии вертебропластики является оптимальным в создании напряженно-деформированного состояния поврежденного сегмента и металлоконструкции. Усовершенствованная методика операции позволяет внедрить ее в практику, была использована у 18 пациентов (патент Украины № 76740) [7]. Представлен клинический случай лечения больного с использованием данной методики.

Клинический пример

Больной С., 1985 г.р., история болезни № 78963, поступил в нейрохирургическое отделение ККЛПУОЗ «Областная травматологическая больница» после полученной травмы на производстве — в результате обрушения породы на спину. При рентгенологическом и СКТ-исследовании выявлен компрессионно-оскольчатый переломоподвывих L2 позвонка, с выраженной компрессией передних и правых боковых отделов позвонка (рис. 5). В неврологическом статусе — вертеброгенный болевой корешковый синдром.

По поводу выявленной патологии больному произведено оперативное вмешательство предложенным способом. После осуществления заднего доступа к телам L1, L2, L3 позвонков скелетированы дужки, остистые и поперечные отростки указанных позвонков, затем транспедикулярно в тела L1 и L3 позвонков введены по два транспедикулярных винта, затем по стержням при помощи дистракции и экстензии произведена реформация позвоночного канала (рис. 6).

Следующим этапом выполнен монтаж системы транспедикулярной фиксации. Под радиологическим контролем через правый корень дужки L2 позвонка введена рабочая канюля системы для баллонной кифопластики (рис. 7).

Через рабочую канюлю введен баллон, который раздут рентгенконтрастным раствором под давлением, в результате чего восстановлена геометрия поврежденного тела позвонка. Затем баллон сдут и извлечен. Образовавшаяся полость заполнена остеоиндуктивным костным цементом (рис. 8). После застывания цемента система извлечена.

При контрольном обследовании система фиксации стабильна, восстановлена опороспособность позвоночного столба, значительно уменьшена компрессия позвоночного канала (рис. 9). На следующие сутки после операции отмечен регресс радикулярного болевого синдрома. Осложнений в послеоперационном периоде не было. Больной активизирован через сутки после удаления дренажа без фиксирующего внешнего ортеза. Выписан после заживления раны и снятия швов в удовлетворительном состоянии под наблюдение травматолога по месту жительства.

Выводы

1. Совместное использование транспедикулярного спондилодеза и вертебропластики является наиболее оптимальным в снижении напряженно-деформированного состояния как в месте повреждения и смежных сегментах, используемых для крепления фиксирующих винтов, так и в самой металлоконструкции.

2. При использовании только транспедикулярной фиксации смежных с поврежденным позвонков возрастает напряженно-деформированное состояние в месте перехода винта в головку, которое может являться местом поломки винта.

3. При проведении транспедикулярной стабилизации позвоночника с вертебропластикой операция выполняется из одного доступа, не требует комбинированного подхода и может быть использована при различных типах повреждений.