Мобильная версия

Журнал «Травма» Том 24, №2, 2023

Вивчення напружено-деформованого стану моделей заднього спондилодезу поперекового відділу хребта в разі нормальних показників сагітального балансу хребта і таза

Авторы: Попсуйшапка К.О. (1), Коверник О.В. (2), Підгайська О.О. (1), Карпінський М.Ю. (1), Яресько О.В. (1)
(1) — ДУ «Інститут патології хребта та суглобів ім. проф. М.І. Ситенка НАМН України», м. Харків, Україна
(2) — КНП ХОР «Обласна клінічна лікарня», м. Харків, Україна

Рубрики: Травматология и ортопедия

Разделы: Клинические исследования

Актуальність. Хворі на hip-spine синдром зі значними змінами в кульшовому суглобі скаржаться на біль у поперековому відділі хребта у 21,2–49,4 % випадків. У хворих після виконання спондилодезу в поперековому відділі хребта зменшується рухливість таза, що призводить до збільшення імовірності виникнення вивихів і розвитку імпінджменту після ендопротезування кульшового суглоба, що є причиною повторних оперативних втручань. Мета: дослідити розподіл напружень у моделях заднього спондилодезу поперекового відділу хребта в разі нормальних значень сагітального контуру хребта і поперекового лордозу. Матеріали та методи. Розроблена скінченно-елементна модель, яка відображає стан, що виникає при поєднаному перебігу дегенеративних захворювань поперекового відділу хребта і кульшового суглоба і характеризується нормальними лордозом 40° і нахилом тулуба вперед за рахунок згинальної контрактури в кульшових суглобах. Моделювали такі варіанти: 1 — задній спондилодез хребців L4-L5 транспедикулярною конструкцією з 4 гвинтами і міжтіловою опорою; 2 — задній спондилодез хребців L3-L4-L5 транспедикулярною конструкцією із 6 гвинтами; 3 — задній спондилодез хребців L1-L5 транспедикулярною конструкцією з 10 гвинтами. При проведенні дослідження вивчали величини напружень у хребцях Th1-L5, на гвинтах і стрижнях транспедикулярної конструкції. Результати. Задній спондилодез транспедикулярною конструкцією на 2 хребці L4-L5 призводить до виникнення максимальних напружень у тілах хребців поперекового відділу хребта, особливо L4-L5. Найменші величини напружень у тілах хребців поперекового відділу вдається отримати при накладанні транспедикулярної конструкції на всі 5 хребців. Використання всіх варіантів заднього спондилодезу, окрім 4-гвинтової схеми, дозволяє знизити рівень напружень у дугах хребців поперекового відділу хребта нижче від рівня моделі хребта в нормі, за винятком хребця L1. Це призводить до підвищення рівня напружень від хребця Th6 до Th12. Конструкція, накладена на всі 5 хребців, забезпечує найнижчий рівень напружень у дугах хребців грудного відділу. Конструкція, що накладається на всі хребці поперекового відділу хребта, забезпечує мінімальний рівень напружень у кістковій тканині навколо фіксуючих гвинтів. Скорочення протяжності фіксації призводить до значного підвищення напружень у цих зонах. При всіх варіантах монтажу транспедикулярної конструкції величини напружень на гвинтах у хребцях L3-L5 порівнянні. При використанні конструкції на 5 хребців поперекового відділу хребта фіксуючі гвинти в хребці L1 і L2 зазнають значних навантажень, які, відповідно, викликають значні напруження в них. Максимальний рівень напружень у стрижнях виникає при інструментації двох хребців L4-L5, мінімальний — при накладанні конструкції на всі п’ять хребців поперекового відділу хребта. Висновки. З точки зору розподілу напружень протяжність фіксації відіграє важливу роль: чим більше протяжність фіксації, тим нижче рівень напружень як у кісткових елементах моделі, так і в елементах металевих конструкцій.

Background. Patients suffering from hip-spine syndrome with significant changes in the hip joint complain of pain in the lumbar spine in 21.2–49.4 % of cases. After performing lumbar fusion, the mobility of the pelvis decreases, which leads to an increased risk of dislocations and the development of impingement after hip arthroplasty that is the cause for repeated surgical interventions. Goal: to study the stress distribution in the models of posterior lumbar fusion in case of normal values of the sagittal contour of the spine and lumbar lordosis. Materials and methods. A finite-element model has been developed reflecting the condition that occurs in the combined course of degenerative diseases of the lumbar spine and hip joint and is characterized by normal lordosis of 40º and forward body tilt due to flexion contracture in the hip joints. The following options were modeled: 1 — posterior fusion of the L4-L5 vertebrae using a transpedicular structure with 4 screws and an interbody support; 2 — posterior fusion of the L3-L4-L5 vertebrae using a transpedicular construction with 6 screws; 3 — posterior fusion of L1-L5 vertebrae using a transpedicular structure with 10 screws. When conducting the research, the values of stresses in the Th1-L5 vertebrae, on the screws and rods of the transpedicular structure were studied. Results. Posterior fusion with a transpedicular construction on two L4-L5 vertebrae leads to the occurrence of maximum stresses in vertebral bodies of the lumbar spine, especially L4-L5. The lowest stresses in the lumbar vertebral bodies can be obtained when the transpedicular structure is applied to all 5 vertebrae. The use of all options for posterior fusion, except for the 4-screw scheme, allows to reduce the stress in the vertebral arches of the lumbar spine below the level of the normal spine model, except for the L1 vertebra. This leads to an increase in the level of stress from the Th6 to Th12 vertebrae. The construction placed on all 5 vertebrae ensures the lowest level of stress in the arches of thoracic vertebrae. The construction placed on all the vertebrae of the lumbar spine provides a minimum level of stress in the bone tissue around the fixing screws. Reducing the length of fixation leads to a significant increase in stress in these zones. With all types of installation of the transpedicular construction, the values of the stresses on the screws in the L3-L5 vertebrae are comparable. When using the design for 5 vertebrae of the lumbar spine, the locking screws in the L1 and L2 vertebrae will experience significant loads, which, accordingly, will cause significant stress in them. The maximum level of stress in the rods occurs when two L4-L5 vertebrae are instrumented, the minimum is when the structure is placed on all five vertebrae of the lumbar spine. Conclusions. Given the stress distribution, the length of fixation plays an important role: the longer the length of fixation, the lower the stress level, both in the bone elements of the model and in the elements of metal structures.

Ключевые слова

задній спондилодез; hip-spine синдром; напруження; моделювання

posterior fusion; hip-spine syndrome; stress; modeling

doi: http://dx.doi.org/10.22141/1608-1706.2.24.2023.939

Вступ

Поєднана патологія поперекового відділу хребта і кульшового суглоба, або hip-spine синдром, привертає все більше уваги ортопедів-травматологів. Це поліетіологічний симптомокомплекс, що характеризується функціональними порушеннями, порушенням анатомо-біомеханічних співвідношень у системі «кульшовий суглоб — хребет» через розвиток міодистрофічних і нейрогенних синдромів і, як наслідок, наявністю больового синдрому. Частота розвитку hip-spine синдрому щорічно зростає. У хворих зі значними змінами в кульшовому суглобі скарги на біль у поперековому відділі хребта спостерігаються у 21,2–49,4 % випадків [1]. У хворих після виконання спондилодезу в поперековому відділі хребта зменшується рухливість таза, що призводить до збільшення імовірності виникнення вивихів і розвитку імпіджменту після ендопротезування кульшового суглоба, що є причиною повторних оперативних втручань [2, 3]. На даний час є невирішеним питання щодо етапності виконання оперативних втручань у даної групи хворих. Надати відповідь на це питання може допомогти використання сучасних методів математичного моделювання, які дозволяють вивчити розподіл напружень в елементах системи «кульшовий суглоб — хребет» при різних варіантах сагітального контуру хребта і зменшення поперекового лордозу.

Мета: дослідити розподіл напружень у моделях заднього спондилодезу поперекового відділу хребта в разі нормальних значень сагітального контуру хребта і поперекового лордозу.

Матеріали та методи

У лабораторії біомеханіки ДУ «Інститут патології хребта та суглобів» була розроблена базова скінченно-елементна модель хребта з грудною кліткою [4–6], яка була доповнена тазом. Зовнішній вигляд моделі наведено на рис. 1.

Модель містила кісткові елементи: хребці Th1-L5, ребра, грудину і таз, які складалися з кортикальної та губчастої кісткових тканин, міжхребцеві диски, суглобові й реберні хрящі.

На основі базової моделі була розроблена модель, яка відображає стан, що виникає при поєднаному перебігу дегенеративних захворювань поперекового відділу хребта та кульшового суглоба, і характеризується нормальними лордозом 40° і нахилом тулуба вперед за рахунок згинальної контрактури в кульшових суглобах. Схема побудови моделі наведена на рис. 2.

На даній моделі моделювали варіанти заднього спондилодезу. На рис. 3 наведено модель із заднім спондилодезом хребців L4-L5 транспедикулярною конструкцією з 4 гвинтами і міжтіловою опорою.

При моделюванні матеріал вважали однорідним та ізотропним. Як скінченний елемент був обраний 10-вузловий тетраедр з квадратичною апроксимацією. Механічні характеристики біологічних тканин обирали за даними літератури [7–9]. Характеристики штучних матеріалів обирали за даними технічної літератури [10]. Механічні характеристики матеріалів, що використовували в розрахунках, наведені в табл. 1.

Модель випробували під впливом вертикального навантаження. Навантаження було розподілене пропорційно між хребцями згідно зі схемою, запропонованою J. Clin et al. (2011) [11].

При моделюванні до моделі хребта прикладали вертикальне розподілене навантаження величиною 350 Н, що відповідає половині середної ваги тіла людини. По нижній поверхні тіла нижнього хребця модель мала жорстке закріплення.

При проведенні дослідження вивчали величини напружень у хребцях Th1-L5. На кожному хребці реєстрували максимальні величини напружень у трьох зонах. Для порівняння величин напружень у різних моделях були обрані контрольні точки, схема розташування яких наведена на рис. 4.

Крім того, вивчали максимальні величини напружень на гвинтах і стрижнях транспедикулярної конструкції. Показники напружено-деформованого стану моделі в нормі були розраховані й наведені в нашій попередній роботі [12].

Дослідження напружено-деформованого стану моделей виконували за допомогою методу кінцевих елементів. Як критерій оцінки напруженого стану моделей використовували напруження за Мізесом [13].

Моделювання виконували за допомогою системи автоматизованого проєктування SolidWorks. Розрахунки напружено-деформованого стану моделей виконували за допомогою програмного комплексу CosmosM [14].

Результати

На першому етапі роботи досліджували напружено-деформований стан моделі хребта при нормальному лордозі й виконанні заднього спондилодезу хребців L4-L5 транспедикулярною конструкцією на 4 гвинтах у поєднанні з міжхребцевим кейджем. Картину розподілу напружень у моделі наведено на рис. 5.

Як показали проведені дослідження, зі зміною анатомічних співвідношень елементів моделі та накладанням металевих конструкцій на хребці L4-L5 зона максимальних напружень у тілах хребців зміщується саме на хребці Th8-Th9, де напруження визначаються на рівні 3,4 МПа, і хребець L4 — 4,8 МПа.

Що стосується дуг хребців, то за рахунок фіксації напруження в дугах хребців поперекового відділу зростають і спостерігаються в межах від 5,2 МПа в хребці L2 до 9,8 МПа в хребці L5. Також збільшується рівень напружень у дугах хребців нижньогрудного відділу, а саме на хребцях Th8-Th12, де він визначається в межах від 6,7 до 11,1 МПа з максимумом на хребці Th11.

Така сама тенденція спостерігається і в дуговідросткових суглобах, там наявність металевої конструкції призводить до підвищення рівня напружень у суглобах хребців нижньогрудного відділу, де вони визначаються в межах від 8,0 до 11,5 МПа. У поперековому відділі спостерігається підвищення величини напружень у суглобах хребця L1 до 10,9 МПа. У розташованих нижче суглобах спостерігається рівень напружень нижче від показників моделі в нормі, що поступово знижується, досягаючи мінімуму 3,5 МПа у хребці L5. У зонах навколо фіксуючих гвинтів напруження визначаються на рівні 11,5 і 8,2 МПа в хребцях L4 і L5 відповідно.

На рис. 6 наведено картину розподілу напружень в елементах металевої конструкції моделі.

З елементів металевої конструкції найбільш напруженими — 130,2 МПа — виявляються стрижні за рахунок дії важелів у вигляді фіксуючих гвинтів. На самих гвинтах найбільші напруження виникають в хребці L5 — 25,5 МПа. У хребці L4 напруження дещо нижчі й не перевищують позначки 20,5 МПа.

Дані про величини напружень в елементах моделі хребта із заднім спондилодезом хребців L4-L5 транспедикулярною конструкцією з 4 гвинтами і міжтіловою опорою наведено в табл. 2.

Наведені дані дають наочне уявлення про те, що задній спондилодез хребців L4-L5 викликає підвищення величин напружень у дугах і дуговідросткових суглобах хребців нижньогрудного відділу хребта.

На наступному етапі роботи вивчали напружено-деформований стан моделі хребта із заднім спондилодезом хребців L3-L5 транспедикулярною конструкцією із 6 гвинтами. Характер розподілу напружень у кісткових елементах моделі наведено на рис. 7.

Виконання спондилодезу трьох хребців L3-L5 транспедикулярною конструкцією із 6 гвинтами веде до вирівнювання напружень у тілах хребців поперекового відділу хребта. При цьому мінімальні значення напружень від 1,3 до 1,7 МПа визначаються в тілах хребців L2-L4, найбільш напруженим є тіло хребця L5 — 5,0 МПа. Напруження в хребцях грудного відділу не перевищують значення 3,2 МПа, що зафіксовано в тілі хребця Th8.

Серед зафіксованих хребців найнижчий рівень напружень — 3,2 і 3,3 МПа — визначається в дугах хребців L3 і L4 відповідно. У дугах хребця L5 величина напружень спостерігається на рівні 7,3 МПа. У дугах хребців, розташованих вище від зони інструментації, напруження зростають від 6,5 МПа в хребці L1 до 8,3 МПа в хребці Th11.

У дуговідросткових суглобах хребців поперекового відділу рівень напружень поступово знижується від 6,3 МПа в хребці L1 до 3,2 МПа в хребці L5. Максимальні значення напружень 8,8 і 8,9 МПа визначаються в дугах хребців Th11 і Th12 відповідно.

У зонах навколо фіксуючих гвинтів мінімальне значення напружень 3,7 МПа визначається в хребці L4. У хребцях L3 і L5 рівень напружень вище — 6,0 і 6,7 МПа відповідно.

Картину розподілу напружень в елементах металевої конструкції можна побачити на рис. 8.

Проведене моделювання показало, що триточкова фіксація знижує навантаження на стрижень конструкції, де напруження визначається на позначці 98,0 МПа. На фіксуючих гвинтах максимум напружень — 22,7 МПа — припадає на нижні гвинти, що розташовані в хребці L5. Надалі рівень напружень спадає до 20,3 і 20,0 МПа відповідно на гвинтах у хребцях L4 і L3.

У табл. 3 наведено дані про величини напружень в елементах моделі хребта із заднім спондилодезом хребців L3-L5 транспедикулярною конструкцією із 6 гвинтами.

Наведені дані свідчать, що при використанні заднього спондилодезу хребців L3-L5 транспедикулярною конструкцією із 6 гвинтами найбільш напруженим є відділ хребта від хребця Th8 до хребця L1. На фіксуючих гвинтах спостерігається тенденція до рівномірного напруження від хребця L3 до хребця L5 і високий рівень напружень у стрижнях конструкції.

На останньому етапі роботи вивчали модель із заднім спондилодезом хребців L1-L5 транспедикулярною конструкцією з 10 гвинтами, розподіл напружень у кісткових елементах якої наведено на рис. 9.

Збільшення протяжності заднього спондилодезу до хребця L1 приводить до того, що найбільш напруженим серед тіл хребців поперекового відділу стає тіло хребця L5, де напруження визначаються на рівні 3,2 МПа, і хребця L1 — 3,0 МПа. Інші хребці поперекового відділу хребта навантажені практично рівномірно, про що свідчать величини напружень, які не виходять за межі від 1,1 до 1,3 МПа.

Також у поперековому відділі хребта найбільш напруженими є дуги хребця L1 — 6,2 МПа і хребця L5 — 6,0 МПа, але максимальне значення напружень припадає на дуги хребця Th11, де вони визначаються на рівні 8,5 МПа.

З точки зору напружень у дуговідросткових суглобах найбільш навантаженим виявляється нижньогрудний відділ хребта від хребця Th9 до Th12, де величини напружень визначаються в межах від 6,2 до 8,5 МПа. У поперековому відділі хребта найбільші напруження — 5,5 МПа — виникають у дуговідросткових суглобах хребця L1. Найнижчий рівень напружень — 3,0 МПа — спостерігається в суглобах хребця L5. У суглобах інших хребців напруження визначаються в межах від 3,1 МПа в хребці L4 до 3,6 МПа в хребці L3.

Навколо фіксуючих гвинтів максимальна величина напружень — 7,7 МПа — зафіксована в хребці L1, мінімальна — 2,9 МПа — у хребці L3.

Розподіл напружень в елементах металевої конструкції моделі з нормальним лордозом і заднім спондилодезом хребців L1-L5 транспедикулярною конструкцією з 10 гвинтами можна побачити на рис. 10.

Проведене дослідження показало, що довга конструкція на 5 хребців дозволяє знизити рівень напружень на стрижнях до 67,4 МПа, що відбувається за рахунок більш рівномірного розподілу навантажень по всій довжині стрижнів. Але за це доводиться розраховуватись великими напруженнями на фіксуючих гвинтах, максимум яких — 46,7 і 44,9 МПа — припадає саме на верхні гвинти, що розташовані в хребцях L2 і L1 відповідно. Надалі рівень напружень поступово знижується до мінімального значення 17,3 МПа на гвинтах у хребці L4.

Дані про величини напружень в елементах моделі хребта з нормальним лордозом і заднім спондилодезом хребців L1-L5 транспедикулярною конструкцією з 10 гвинтами наведені в табл. 4.

Даний варіант спондилодезу дозволяє знизити до мінімуму рівень напружень в елементах хребцях L3-L4, при цьому отримати максимальні напруження в тілі й дуговідросткових суглобах хребців нижньогрудного відділу хребта, а саме на хребцях Th8-Th12. При такій схемі виконання спондилодезу основне навантаження приймають верхні гвинти, розташовані в хребцях L1-L2.

Обговорення

Задній спондилодез транспедикулярною конструкцією на 2 хребці L4-L5 призводить до виникнення максимальних напружень у тілах хребців поперекового відділу хребта, особливо це стосується саме хребців L4-L5. Найменші величини напружень у тілах хребців поперекового відділу вдається отримати при накладанні транспедикулярної конструкції на всі 5 хребців поперекового відділу.

Використання всіх варіантів заднього спондилодезу, окрім 4-гвинтової схеми, дозволяє знизити рівень напружень у дугах хребців поперекового відділу хребта нижче від рівня моделі хребта в нормі, за винятком хребця L1. У той же час це призводить до підвищення рівня напружень у грудному відділі хребта від хребця Th6 до Th12. Але слід відзначити, що й в цьому випадку транспедикулярна конструкція, накладена на всі 5 хребців поперекового відділу хребта, забезпечує найнижчий рівень напружень у дугах хребців грудного відділу, ніж інші схеми заднього спондилодезу.

Ситуація з розподілом напружень у дуговідросткових суглобах аналогічна розподілу напружень у дугах хребців. Особливістю є той факт, що величини напружень у суглобах хребців грудного відділу хребта значно перевищують аналогічні показники моделі хребта в нормі, що, скоріше за все, пов’язане з анатомічними змінами в хребті (спрямлений лордоз, нахил тулуба вперед).

Конструкція, що накладається на все хребці поперекового відділу хребта, забезпечує мінімальний рівень напружень у кістковій тканині навколо фіксуючих гвинтів. Скорочення протяжності фіксації призводить до значного підвищення напружень у цих зонах.

Результати проведеного моделювання, відображені на діаграмі, наочно свідчать про те, що при всіх варіантах монтажу транспедикулярної конструкції величини напружень на гвинтах у хребцях L3-L5 порівнянні. При використанні конструкції на 5 хребців поперекового відділу хребта фіксуючі гвинти в хребцях L1 і L2 зазнають значних навантажень, які, відповідно, викликають значні напруження в них.

Максимальний рівень напружень у стрижнях виникає при інструментації двох хребців — L4-L5, мінімальний — при накладанні конструкції на всі п’ять хребців поперекового відділу хребта.

Висновки

Проведене дослідження показало, що з точки зору розподілу напружень протяжність фіксації відіграє важливу роль: чим більше протяжність фіксації, тим нижче рівень напружень як у кісткових елементах моделі, так і в елементах металевих конструкцій.

Конфлікт інтересів. Автори заявляють про відсутність конфлікту інтересів і власної фінансової зацікавленості при підготовці даної статті.

Отримано/Received 06.03.2023

Рецензовано/Revised 15.03.2023

Прийнято до друку/Accepted 24.03.2023

Список литературы

1. Blizzard D.J., Nickel B.T., Seyler T.M. et al. The impact of lumbar spine disease and deformity on total hip arthroplasty outcomes. Orthop. Clin. North Am. 2016. 47. 19

2. Esposito C.I., Gladnick B.P., Lee Y.Y., Lyman S., Wright T.M., Mayman J. et al. Cup position alone does not predict risk of dislocation after hip arthroplasty. J Arthroplast. 2015. 30(1). 109-13.

3. Gausden E.B., Parhar H.S., Popper J.E., Sculco P.K., Rush B.N. Risk Factors for Early Dislocation Following Primary Elective Total Hip Arthroplasty. J. Arthroplast. 2018. 33. 1567-1571.

4. Радченко В.О., Попсуйшапка К.О., Яресько О.В. Дослідження напружено-деформованого стану моделі хребта за різноманітних методик хірургічного лікування вибухових переломів грудопоперекового відділу (частина перша). Ортопедия, травматология и протезирование. 2017. (1). 27-33. DOI: https://doi.org/10.15674/0030-59872017127-33.

5. Радченко В.О., Попсуйшапка К.О., Яресько О.В. Дослідження напружено-деформованого стану моделі хребта за різноманітних методик хірургічного лікування вибухових переломів грудопоперекового відділу (частина друга). Ортопедия, травматология и протезирование. 2017. (2). 6-13. DOI: https://doi.org/10.15674/0030-5987201726-13.

6. Попсуйшапка К.О., Тесленко С.О., Попов А.І., Карпінський М.Ю., Яресько О.В. Дослідження напружено-деформованого стану моделей хребта залежно від обсягу руйнування хребця Th6 і варіанта остеосинтезу. Травма. 2022. 23(5). 53-64. DOI: https://doi.org/10.22141/1608-1706.5.23.2022.916.

7. Bone mechanics handbook. Еdited by Stephen C. Cowin. СRC Press Reference, 2001. 980 р.

8. Vidal-Lesso A., Ledesma-Orozco E., Daza-Benitez L., Lesso-Arroyo R. Mechanical Characterization of Femoral Cartilage Under Unicompartimental Osteoarthritis. Ngenieria Mecanica Tecnologia Y Desarrollo. 2014. 4(6). 239-246.

9. Kong W.Z., Goel V.K. Ability of the Finite Element Models to Predict Response of the Human Spine to Sinusoidal Vertical Vibration. Spine. 2003. 28(17). 1961-1967. DOI: 10.1097/01.BRS.0000083236.33361.C5.

10. Niinomi М. Mechanical biocompatibilities of titanium alloys for biomedical applications.Journal of the mechanical behavior of biomedical materials. 2008. 1. 30-42. doi: 10.1016/j.jmbbm.2007.07.001.

11. Clin J., Aubin Carl-E, Lalonde N., Parent S., Labelle H. A new method to include the gravitational forces in a ﬁnite ele-ment model of the scoliotic spine. Med. Biol. Eng. Comput. 2011. 49. 967-977. DOI: 10.1007/s11517-011-0793-4.

12. Попсуйшапка К.О., Коверник О.В., Підгайська О.О., Карпінський М.Ю., Яресько О.В. Вивчення напружено-деформованого стану моделей заднього спондилодезу поперекового відділу хребта в разі негативних показників сагітального балансу хребта та таза. Травма. 2022. 23(6). 11-27. DOI: 10.22141/1608-1706.6.23.2022.919.

13. Зенкевич О.К. Метод конечных элементов в технике. Москва: Мир, 1978. 519 с.

14. Алямовский А.А. SolidWorks/COSMOSWorks. Инженерный анализ методом конечных элементов. Москва: ДМК Пресс, 2004. 432 с.