Журнал «Травма» Том 16, №1, 2015

Статья опубликована на с. 37-44

Введение

По данным научной литературы, динамические конструкции (ДК) в последнее время все чаще используют для выполнения переднего межтелового спондилодеза (ПМС) при травмах и заболеваниях шейного отдела позвоночника (ШОП), что обусловлено их экспериментально доказанными преимуществами над ригидными конструкциями (РК), заключающимися в обеспечении более пропорционального распределения нагрузки между пластиной, винтами, межтеловой опорой и телами позвонков, что способствует оптимизации процесса межтелового сращения и значительно уменьшает количество осложнений [4, 8].

Доказано, что успешность ПМС во многом зависит от качества восстановления межтеловой опоры [5, 9, 17]. В современной научной литературе наиболее полно освещены аспекты применения костных кортикально-губчатых аутотрансплантатов (ККГАТ) для ее восстановления как в клинических исследованиях, так и при проведении математического моделирования ПМС, в то время как количество публикаций о вертикальных цилиндрических сетчатых имплантатах (ВЦСИ) несколько ограничено [1, 2, 5, 10, 19, 22–25, 28].

В то же время нами найдена лишь одна работа, где авторы изучали изменение напряженно-деформированного состояния (НДС) конечно-элементной модели (КЭМ) ШОП после ПМС трансляционной ДК при моделировании пролабирования межтеловой опоры [15].

Цель работы — исследование напряженно-деформированного состояния в конечно-элементной модели СIII/СVII при моделировании переднего бисегментарного межтелового спондилодеза CIV/CVI ригидной и динамической гибридной трансляционно-ротационной конструкцией в случае отсутствия полного контакта межтеловой опоры с каудальной замыкательной пластиной позвонка СIV.

Материал и методы

Для проведения эксперимента нами использована усовершенствованная четырехсегментарная КЭМ СIII/СVII позвоночно-двигательных сегментов (ПДС) с учетом особенностей структуры межпозвонкового диска, нелинейных характеристик связочного аппарата ШОП [7, 20, 26, 27]. Данная КЭМ СIII/СVII состоит из 33 590 десятиузловых изопараметрических конечных элементов и имеет 55 163 узла [7]. В исследовании на КЭМ имитировано воздействие вертикальной статической неразрушающей нагрузки, равной Р = 1 520 100 Н [7]. Для проведения расчетов использовали лицензионную программу ANSYS.

В качестве прототипов имплантатов использовали известные ВЦСИ, РК и гибридную трансляционно-ротационную ДК, разработанные в ГУ «Институт патологии позвоночника и суставов им. проф. М.И. Ситенко НАМН Украины» [11–13].

С учетом того, что несущая способность переднего опорного комплекса в послеоперационном периоде может быть утрачена в силу некоторых причин (резорбция или дислокация ККГАТ, пролабирование ВЦСИ в тела позвонков и др.), нагрузка на фиксирующие конструкции (пластины и винты) может значительно возрасти, что способно привести к серьезным осложнениям ПМС.

Так, при использовании ротационных ДК выкручивание винтов встречается в 10–16,6 % случаев, поломка винтов — в 2,6 %, наблюдают случаи перфорации винтами пищевода [8]. При применении гибридных ДК выкручивание винтов встречается у 6,6 % больных [8]. С другой стороны, уменьшение высоты оперированного сегмента в таком случае может привести к миграции межтеловой опоры и пластины, несращению. При использовании трансляционных ДК псевдоартроз встречается в 4,7–8,5 % случаев, вентральная миграция ДК и ККГАТ — в 2,3–3,5 %, замедленное образование костного блока — в 8,3 % [8].

Вентральная миграция ККГАТ и ДК при использовании ротационных ДК встречается в 10–16,6 % случаев, а псевдоартроз — в 16 % случаев [8]. При применении гибридных ДК их вентральная миграция встречается в 3,3 % случаев, миграция ККГАТ — в 6,6 %, псевдоартроз наблюдается в 3,3–13,3 % случаев [8].

Известно, что изменения в шейных ПДС после проведения костно-пластического ПМС подчиняются законам Heuter — Volkman и Wolff [4].

Согласно закону Heuter — Volkman, чрезмерная нагрузка, которая действует на растущую и перестраивающуюся кость, приводит к дистрофии отделов, к которым приложена наибольшая нагрузка. Согласно закону Wolff, ремоделирование кости в зоне спондилодеза происходит в соответствии с направлением приложенных сил. Таким образом, для формирования успешного межтелового сращения межтеловая опора должна перманентно подвергаться осевой нагрузке.

Проведенные экспериментальные исследования выявили преимущества ДК над РК, заключающиеся в обеспечении более пропорционального распределения нагрузки между имплантатами и телами позвонков, в возможности динамической компрессии восстановленной межтеловой опоры в межтеловом промежутке [14].

Поэтому, по условиям эксперимента, при моделировании ПМС СIV/СVI в первом (РК) и втором (ДК) варианте расчета ВЦСИ не имеет полного контакта с каудальной замыкательной пластиной позвонка СIV (расстояние между ними 1 мм), контакт с краниальной замыкательной пластиной позвонка СVI полный.

РК и ДК установлены по вентральной поверхности тел позвонков СIV и СVI, после чего в их краниальные и каудальные отверстия установлены два винта в тело СIV позвонка и два — в тело СVI позвонка.

В 1-м варианте расчета моделируют жесткую фиксацию винтами РК (рис. 1 а) [3].

Во 2-м варианте моделируют динамическую фиксацию, ротационное перемещение краниальной пары винтов и трансляционно-ротационное перемещение каудальной пары винтов ДК (рис. 1 в, г) [6].

Результаты и обсуждение

При исследовании НДС КЭМ СIII/СVII получены результаты, которые представлены в табл. 1–3.

Вентральная фиксация позвонков СIV и СVI РК и ДК и отсутствие полного контакта ВЦСИ и каудальной замыкательной пластины тела CVI существенно не повлияли на значение величин Мизеса и распределение НДС в интактных ПДС и элементах заднего опорного комплекса фиксируемых позвоночных сегментов исследуемой КЭМ.

В телах позвонков СIV и СVI в области контакта их замыкательной пластины с ВЦСИ и заполняющими их ККГАТ распределение НДС существенно изменилось (табл. 1).

Величина напряжений Мизеса на краниальной замыкательной пластине тела позвонка СIV для 1-го и 2-го вариантов расчета увеличилась на 90 % по сравнению с интактной моделью (табл. 1). При сравнении этих значений с вариантом расчета в случае полного контакта ВЦСИ с телами фиксируемых позвонков определили уменьшение НДС для РК на 43 %, для ДК — на 14 %.

Величина напряжений Мизеса на краниальной замыкательной пластине тела позвонка СVI для 1-го варианта увеличилась в 2,3 раза, а для 2-го — более чем в 6,5 раза по сравнению с интактной моделью, а по сравнению с вариантами расчета с полным контактом ВЦСИ с телами фиксируемых позвонков уменьшилась для РК на 73 %, для ДК — на 12 % (табл. 1).

НДС на каудальной замыкательной пластине тела позвонка СIV для 1-го варианта расчета увеличилось на 40 %, для 2-го — боле чем на 350 % по сравнению с интактной моделью, а по сравнению с вариантами расчета с полным контактом ВЦСИ с телами фиксированных позвонков для РК уменьшилось на 69 %, для ДК не изменилось.

Величина напряжений Мизеса на каудальной замыкательной пластине тела позвонка СVI увеличилась на 28 % для 1-го варианта расчета, для 2-го — увеличилась на 171 % (табл. 1) по сравнению с интактной моделью, а по сравнению с вариантами расчета с полным контактом ВЦСИ с телами фиксируемых позвонков снижалась для РК на 60 %, для ДК — на 19 %.

Величина напряжений Мизеса в корнях дуг позвонка СIV по сравнению с интактной моделью для 1-го варианта расчета увеличилась на 136 %, для 2-го — уменьшалась на 21 %, по сравнению с вариантами расчета с полным контактом ВЦСИ с телами фиксируемых позвонков для РК увеличилась на 10 %, для ДК уменьшилась на 40 % (табл. 1).

Величина напряжений Мизеса в корнях дуг позвонка СV по сравнению с интактной моделью для 1-го варианта уменьшилась на 63,7 %, в то время как для 2-го варианта имела тенденцию к незначительному увеличению, по сравнению с вариантами расчета с полным контактом ВЦСИ с телами фиксируемых позвонков для РК увеличилась в 3 раза, для ДК уменьшилась на 21 % (табл. 1).

Величина напряжений Мизеса в корнях дуг позвонка СVI по сравнению с интактной моделью для 1-го варианта не изменялась, а для 2-го варианта увеличивалась на 58 %, по сравнению с вариантами расчета с полным контактом ВЦСИ с телами фиксируемых позвонков для РК уменьшилась на 105 %, для ДК — на 23 % (табл. 1).

Величина напряжений Мизеса на пластинах дуги позвонка СIV по сравнению с интактной моделью увеличилась для 1-го варианта расчета в 4,5 раза, для второго — в 6,5 раза (табл. 4). НДС на пластинах дуги позвонка СV для 1-го и 2-го вариантов расчета увеличились в 2,5 раза и между собой не отличались. Величина напряжений Мизеса на пластинах дуги позвонка СVI для 1-го варианта расчета увеличилась в 2 раза, для 2-го — в 9,5 раза. Величина напряжений Мизеса суставных масс (табл. 1) позвонка СIV по сравнению с интактной моделью увеличилась для 1-го варианта расчета на 59 %, а для 2-го варианта имела тенденцию к уменьшению на 19 %. Величина напряжений Мизеса суставных масс позвонка СVI по сравнению с интактной моделью уменьшилась для 1-го варианта на 13 %, для 2-го варианта имела тенденцию к уменьшению на 17 %. НДС суставных масс позвонка СV по сравнению с интактной моделью для 1-го варианта расчета увеличилось в 1,3 раза, для 2-го варианта уменьшилось в 1,6 раза.

Величина напряжений Мизеса для перифокальной костной ткани в области винтов в краниальном отделе пластины по сравнению с интактной моделью для 1-го варианта увеличилась на 55 %, для 2-го варианта уменьшилась на 30 % (табл. 2), а по сравнению с вариантами расчета с полным контактом ВЦСИ с телами фиксируемых позвонков для РК также увеличивалась на 50 %, для ДК не изменялась.

Величина напряжений Мизеса для перифокальной костной ткани в области винтов в каудальном отделе пластины по сравнению с интактной моделью для 1-го варианта увеличилась на 463 %, для 2-го — на 27 %, по сравнению с вариантами расчета с полным контактом ВЦСИ с телами фиксируемых позвонков для РК данная величина значительно не изменилась, для ДК уменьшилась на 13 %.

Величина напряжений Мизеса для перифокальной костной ткани в области шипов краниального отдела пластины по сравнению с интактной моделью для 1-го варианта уменьшилась на 13 %, для 2-го — увеличилась на 30 %; для перифокальной костной ткани в области шипов каудального отдела пластины в 1-м варианте расчета увеличилась на 30 %, во 2-м — на 34 %.

По сравнению с вариантами расчета с полным контактом ВЦСИ с телами фиксируемых позвонков, величина напряжений Мизеса для перифокальной костной ткани в области шипов краниального отдела пластины для РК уменьшилась в 3 раза, для ДК незначительно уменьшилась, для перифокальной костной ткани в области шипов каудального отдела пластины уменьшилась для РК на 25 %, для ДК — на 19 %.

Величина напряжений Мизеса для перифокальной костной ткани в области шипов центрального отдела пластины для 2-го варианта расчета по сравнению с костной тканью тела СV интактной модели увеличилась в 10 раз, а по сравнению с вариантом расчета с полным контактом ВЦСИ с телами фиксируемых позвонков уменьшилась на 25 %. Данный результат для шипов в центральном отделе пластины обусловлен явлением распределения нагрузки при использовании ДК [4].

Величина напряжений Мизеса пластины для 1-го варианта расчета увеличилась на 216 % по сравнению с ригидной конструкцией с восстановленной межтеловой опорой (табл. 3). Для 2-го варианта расчета величина напряжений Мизеса пластины уменьшилась на 14,7 % по сравнению с динамической конструкцией с восстановленной межтеловой опорой (табл. 3).

Максимальный уровень напряженного состояния в пластине определяется в ее средней части для 1-го варианта расчета, а для 2-го варианта расчета — в нижней части (рис. 3). Величина напряжений Мизеса в ВЦСИ для 1-го варианта расчета уменьшилась на 88,9 %, а для 2-го варианта расчета — на 10,2 % (табл. 3). Максимальные значения напряжений Мизеса в ВЦСИ наблюдаются для 1-го варианта расчета в вентральном каудальном его отделе, а для 2-го — в дорсальном каудальном отделе (рис. 3).

Величина напряжений Мизеса для ККГАТ, заполняющих ВЦСИ, для 1-го варианта расчета уменьшилась в 5 раз, а для 2-го — уменьшилась на 10 % (табл. 3).

Анализируя полученные данные математического моделирования для 1-го и 2-го вариантов расчета и сравнивая их с данными, полученными для интактной модели и при наличии полного контакта межтеловой опоры и фиксированных позвонков, мы предполагаем, что при использовании РК межтеловая опора не подвергается постоянной осевой нагрузке, что может привести к несращению или замедленному сращению.

В то же время для 2-го варианта расчета величины напряжений Мизеса в ВЦСИ и заполняющих его ККГАТ существенно не изменялись, что свидетельствует о наличии постоянного приложения осевой нагрузки к этим элементам конструкции. Значительное увеличение напряжений Мизеса пластины для РК может привести к таким осложнениям, как ее поломка и миграция. Для ДК НДС пластины несколько уменьшилось, что снижает вероятность таких осложнений.

Значительное увеличение НДС костной ткани тел позвонков перифокально в области проведения краниальных винтов РК может привести к таким осложнениям, как их выкручивание и миграция, перфорация пищевода.

Для РК уровень напряженного состояния на каудальной поверхности замыкательной пластины тела позвонка CIV и краниальной поверхности замыкательной пластины тела позвонка CVI, а также на корнях дуг CVI понизился вследствие ограничения передачи нагрузки через межтеловую опору и перемещения их в вентральные отделы ПДС и пластину.

Для ДК уровень НДС фиксированных ПДС понизился как для элементов заднего опорного комплекса, так и для элементов фиксирующих конструкций.

При проведении анализа доступной научной литературы обнаружено большое количество работ, посвященных протезированию шейных межпозвоночных дисков, и работ, посвященных КЭМ ПМС с использованием РК, в то время как количество работ, посвященных КЭМ ПМС с использованием ДК, ограничено [5, 18, 21]. Данных о КЭМ бисегментарного ПМС с использованием ротационных, трансляционных и гибридных ДК найдено не было.

Выводы

После математического моделирования переднего межтелового спондилодеза CIV/CVI ригидными и динамическими конструкциями в случае отсутствия полного контакта межтеловой опоры с каудальной замыкательной пластиной позвонка СIV значения величин напряжений Мизеса и распределение напряженно-деформированного состояния в биомеханической системе «шейные позвоночные двигательные сегменты — имплантаты» значительно изменились.

При моделировании переднего межтелового спондилодеза с помощью ригидных конструкций наблюдали явление экранирования нагрузки, что подтверждалось значительным увеличением напряжений Мизеса в пластине и их значительным уменьшением в вертикальном цилиндрическом сетчатом имплантате, заполняющих его костных трансплантатах.

Использование динамических конструкций для выполнения бисегментарного переднего межтелового спондилодеза позволяет более равномерно перераспределить нагрузку между имплантатами и элементами фиксированных позвоночных двигательных сегментов, чем при применении ригидных конструкций, что подтверждает наличие явления распределения нагрузки.