Мобильная версия

Журнал «Травма» Том 24, №2, 2023

Математичне моделювання варіантів транспедикулярної фіксації ділянки грудопоперекового переходу після резекції хребця Тh12 під впливом стискаючого навантаження

Авторы: Нехлопочин О.С. (1), Вербов В.В. (1), Чешук Є.В. (1), Карпінський М.Ю. (2), Яресько О.В. (2)
(1) — ДУ «Інститут нейрохірургії ім. акад. А.П. Ромоданова НАМН України», м. Київ, Україна
(2) — ДУ «Інститут патології хребта та суглобів ім. проф. М.І. Ситенка НАМН України», м. Харків, Україна

Рубрики: Травматология и ортопедия

Разделы: Клинические исследования

Актуальність. Ділянка грудопоперекового переходу характеризується значним навантаженням, що пред’являє підвищені вимоги до стабілізації, яка повинна не тільки визначати надійну та жорстку фіксацію, але й забезпечувати максимально рівномірний розподіл навантаження на всі елементи як металоконструкції, так і кісткової тканини, з метою виключення неспроможності фіксації в довгостроковій перспективі. Мета: дослідити вплив довжини транспедикулярного гвинта та наявності поперечних стяжок на особливості розподілу навантаження при хірургічній резекції одного хребця зони грудопоперекового переходу під впливом осьового стискаючого навантаження. Матеріали та методи. Проаналізована математична скінченно-елементна модель ділянки грудопоперекового відділу хребта людини (Th9-L5), де хребець Тh12 був видалений та заміщений міжтіловою опорою із додатковою фіксацією транспедикулярною системою. Моделювали 4 варіанти транспедикулярної фіксації з використанням коротких та довгих гвинтів, а також з використанням двох поперечних стяжок та без них. Напружено-деформований стан моделей досліджували під впливом вертикального стискаючого розподіленого навантаження 350 Н. Результати. При використанні коротких гвинтів та за відсутності поперечних стяжок максимальні напруження в хребцях Тh10, Тh11, L1 та L2 становлять відповідно 7,2; 5,3; 4,2 та 14,3 МПа. При використанні довгих гвинтів без стяжок — 6,5; 4,6; 3,8 та 13,5 МПа відповідно. Модель із короткими гвинтами та стяжками демонструє 7,1; 4,4; 3,9 та 14,0 МПа, тоді як застосування довгих гвинтів зі стяжками — 6,3; 4,5; 3,5 та 13,2 МПа відповідно. Висновки. При стискаючому навантаженні використання довгих гвинтів дозволяє знизити рівень напружень у кісткових елементах моделей, використання поперечних стяжок надає більшої жорсткості задньому опорному комплексу транспедикулярної конструкції, що призводить до підвищення напружень на фіксуючих гвинтах, але дозволяє знизити рівень напружень у кістковій тканині.

Background. The area of the thoracolumbar junction is characterized by a significant load that dictates increased requirements to stabilization, which should not only provide a reliable and rigid fixation, but also ensure the maximum uniform distribution of the load on all elements of both the metal structure and the bone tissue to exclude the failure of fixation in the long run. Purpose of the study is to investigate the influence of the transpedicular screw length and the presence of crosslinks on the load distribution during surgical resection of one vertebra from the thoracolumbar junction under the influence of axial compressive load. Materials and methods. We analyzed mathematical finite-element model of the part of thoracolumbar spine (Th9-L5), where the Th12 vertebra was removed and replaced by an interbody implant with additional fixation by a transpedicular system. Four variants of transpedicular fixation were modeled using short and long screws, as well as with and without two crosslinks. The stress-strain state of the models was studied under the influence of a vertical compressive distributed load of 350 N. Results. When using short screws and in the absence of crosslinks, the maximum stresses in the Th10, Th11, L1, and L2 vertebrae are 7.2, 5.3, 4.2, and 14.3 MPa, respectively, when using long screws without crosslinks — 6.5, 4.6, 3.8 and 13.5 MPa. The model with short screws and crosslinks shows 7.1, 4.4, 3.9 and 14.0 MPa, while the application of long screws with crosslinks is 6.3, 4.5, 3.5 and 13.2 MPa, respectively. Conclusions. With a compressive load, the use of long screws allows to reduce the level of stress in the bone elements of the models, the use of crosslinks provides greater rigidity to the posterior support of the transpedicular structure, which leads to an increase in stress on the fixing screws but allows to reduce the level of stress in the bone tissue.

Ключевые слова

скінченно-елементна модель; грудопоперековий перехід; корпоректомія; транспедикулярна стабілізація; поперечна стяжка

finite element model; thoracolumbar junction; corpectomy; transpedicular fixation; crosslink

doi: http://dx.doi.org/10.22141/1608-1706.2.24.2023.940

Вступ

Близько 60 % усіх травматичних пошкоджень хребта відбуваються в зоні грудопоперекового переходу, а «прикордонні» Th12 і L1 пошкоджуються у понад 43 % випадків [1]. Механізм ураження зазначеної зони переважно компресійний, відповідно і пошкодження хребців мають компресійний, осколковий або вибуховий тип (тип А згідно з AOSpine Thoracolumbar Spine Injury Classification System) [2, 3]. У низці випадків відзначається зміщення в будь-якій площині, що визначає тип С при типі А пошкодження тіла хребця [4].

Основною дилемою, що активно обговорюється останніми десятиліттями, є визначення протяжності транспедикулярної фіксації при однорівневому пошкодженні хребта [5, 6]. Очевидно, що «довга» фіксація, що включає 2 рівні вище та нижче від пошкодження, може забезпечити більшу стабільність і, отже, вищу швидкість спондилодезу. Водночас жорсткість конструкції в поєднанні з іммобілізацією багатьох сегментів призведе до зменшення діапазону рухів [7]. Крім того, зазначено, що ригідна протяжна фіксація має підвищену тенденцію до втомного руйнування балок [8]. З іншого боку, було показано, що «коротка» фіксація, яка включає один рівень вище і один рівень нижче від перелому, забезпечує достатню стабільність при збереженні більшої рухливості. Тим не менш, низка досліджень демонструє досить високу частоту незадовільних результатів, включно з прогресуючим кіфозом через зігнутий, зламаний і розбовтаний гвинт, а також кіфозом через колапс тіла, що триває, навіть без пошкодження імплантів, що притаманно саме «короткій» фіксації [9, 10].

Ділянка грудопоперекового переходу характеризується, зважаючи на її біомеханічні особливості, значним навантаженням [11]. При цьому характер пошкоджень цієї зони найчастіше визначає необхідність виконання не тільки задньої декомпресії, але і резекції тіла хребця із заміщенням його імплантом. Подібний обсяг хірургічного втручання застосовується переважно для вибухових пошкоджень тіла хребця, проте може бути використаний і для інших типів А і С, залежно від клінічної ситуації [12]. З урахуванням вираженої нестабільності пошкодження «коротка» фіксація при вибухових пошкодженнях грудопоперекового переходу застосовується вкрай рідко. Але навіть «довга» стабілізація не завжди забезпечує задовільний результат, оскільки резекція всіх опорних структур зменшує, а деяких випадках повністю виключає можливість консолідації і формування справжнього спондилодезу [13]. Подібна ситуація, безумовно, пред’являє підвищені вимоги до стабілізації, яка повинна не тільки визначати надійну та жорстку фіксацію, але й забезпечувати максимально рівномірний розподіл навантаження на всі елементи як металоконструкції, так і кісткової тканини, з метою виключення неспроможності фіксації в довгостроковій перспективі.

Мета: вивчити вплив довжини транспедикулярного гвинта та наявності поперечних стяжок на особливості розподілу навантаження при хірургічній резекції одного хребця зони грудопоперекового переходу.

Матеріали та методи

У лабораторії біомеханіки ДУ «Інститут патології хребта та суглобів ім. проф. М.І. Ситенка НАМН України» була розроблена математична скінченно-елементна модель грудопоперекового відділу хребта людини, яка містила хребці Тh9-Тh11, L1-L5, хребець Тh12 був видалений, а також елементи металоконструкцій — міжтілову опору та транспедикулярну систему. Зовнішній вигляд моделі наведено на рис. 1.

У процесі дослідження моделювали 4 варіанти транс-педикулярної фіксації з використанням коротких фіксуючих гвинтів та довгих гвинтів, які проходять через внутрішній кортикальний шар тіла хребця, а також з використанням двох поперечних стяжок та без них. Моделі з різними варіантами транспедикулярної фіксації наведені на рис. 2.

При моделюванні матеріал вважали однорідним та ізотропним. Як скінченний елемент був обраний 10-вузловий тетраедр з квадратичною апроксимацією. Механічні властивості біологічних тканин (кортикальна та губчаста кістка, міжхребцеві диски) для математичного моделювання обрано за даними [14–17]. Матеріал елементів ендопротеза — титан. Механічні характеристики штучних матеріалів обирали за даними технічної літератури [18]. Для аналізу використовували такі характеристики, як Е — модуль пружності (модуль Юнга), ν — коефіцієнт Пуассона. Механічні характеристики матеріалів наведені в табл. 1.

Напружено-деформований стан моделей досліджували під впливом вертикального стискаючого розподіленого навантаження, яке прикладали до тіла хребця Th9 та суглобових поверхонь його остистих відростків. Величина навантаження становила 350 Н, що відповідає вазі верхньої частини тіла [19]. По дистальній поверхні диска L5 модель мала жорстке закріплення. Схема навантаження моделей наведена на рис. 3.

Для зручного дослідження змін напружено-деформованого стану моделей, залежно від способу транспедикулярної фіксації, для фіксації величин напружень були обрані контрольні точки. Схема розташування контрольних точок наведена на рис. 4.

Дослідження напружено-деформованого стану моделей виконували з використанням методу скінченних елементів. Як критерій оцінки напруженого стану моделей використовували напруження за Мізесом [20]. Моделювання виконували за допомогою системи автоматизованого проєктування SolidWorks. Розрахунки напружено-деформованого стану моделей виконували за допомогою програмного комплексу CosmosM [21].

Результати

На першому етапі роботи вивчали напружено-деформований стан моделі грудопоперекового відділу хребта після резекції хребця Th12 під впливом стискаючого навантаження. Моделювали транспедикулярну фіксацію з короткими гвинтами і без поперечних стяжок. Картина розподілу напружень у моделі наведена на рис. 5.

При використанні коротких гвинтів для транспедикулярної фіксації та за відсутності поперечних стяжок максимальні напруження в кісткових елементах моделі визначаються в хребцях L2, L3, L4, де сягають значень 14,3; 12,2 та 12,8 МПа відповідно. В інших хребцях напруження визначаються в межах від 3,7 до 7,2 МПа. Навколо фіксуючих гвинтів найвищий рівень напружень спостерігається в хребці L2 — 7,1 МПа. В інших хребцях напруження навколо фіксуючих гвинтів значно менші, набувають мінімального значення в хребці Th11 — 1,7 МПа.

Серед металевих елементів моделі як найбільш навантажені визначаються фіксуючі гвинти в хребці L2, де напруження набувають максимального значення 28,7 МПа. Мінімальні напруження спостерігаються на фіксуючих гвинтах в хребці L1 — 7,3 МПа. На фіксуючих гвинтах в хребцях Th10, Th11 максимальні напруження визначаються на позначках 19,5 та 15,3 МПа відповідно. Напруження в міжтіловій опорі сягають позначки 23,5 МПа, при цьому в місцях її контакту з кістковою тканиною хребця Th11 напруження спостерігаються на рівні 5,5 МПа, а на хребці L1 — 6,1 МПа.

Розподіл напружень у моделі з транспедикулярною фіксацією довгими гвинтами та без поперечних стяжок можна спостерігати на рис. 6.

Як показали проведені дослідження, використання довгих фіксуючих гвинтів веде до зниження напружень у кісткових елементах моделі, практично в усіх конт-рольних точках. Виняток становлять зони контакту тіл хребців Th11 та L1 з міжтіловою опорою, де напруження підвищуються до 5,7 та 6,5 МПа відповідно, порівняно з фіксацією короткими гвинтами. При цьому визначається підвищення напруження в міжтіловій опорі до 26,2 МПа та на фіксуючих гвинтах, у хребці Th10 визначаються напруження в 22,3 МПа, у хребці Th11 — 16,4 МПа, і сягають максимуму в хребці L2 — 33,1 МПа. Виняток становлять гвинти, що фіксують хребець L1, на яких спостерігається зниження рівня напружень до 5,5 МПа.

Розглянемо, як впливає на напружено-деформований стан моделей використання поперечних стяжок на задній опорі транспедикулярної конструкції. Розподіл напружень у моделі з короткими гвинтами можна спостерігати на рис. 7.

Використання поперечних стяжок у комбінації з короткими фіксуючими гвинтами порівняно з моделлю без стяжок викликає незначне зниження рівня напружень у тілах всіх хребців. Величини напружень у зонах контакту міжтілової опори з кістковою тканиною та навколо точок входу гвинтів у тіла хребців також знижуються.

На елементах транспедикулярної конструкції визначається зниження механічних напружень на всіх фіксуючих гвинтах та в міжтіловій опорі. Величини напружень на поперечних стяжках визначаються на позначках 2,8 МПа між хребцями Th10-Th11 та 5,5 МПа — між хребцями L1-L2.

Розподіл напружень у моделі грудопоперекового відділу хребта після резекції хребця Th12 під впливом стискаючого навантаження при транспедикулярній фіксації довгими гвинтами та поперечними стяжками можна спостерігати на рис. 8.

Транспедикулярна фіксація хребців грудопоперекового відділу з використанням поперечних стяжок у комбінації з довгими гвинтами дозволяє отримати мінімальний рівень напружень у кісткових елементах у більшості контрольних точок серед усіх вивчених моделей. Виняток становлять гвинти в хребцях L1 та L2, у яких визначається підвищення напружень до 6,5 та 33,7 МПа відповідно. На поперечних стяжках визначається зниження рівня напружень до 5,5 МПа в нижній стяжці між хребцями L1-L2 та незначне підвищення до 2,9 МПа у верхній стяжці між хребцями Th10-Th11.

Дані про величини напружень в усіх контрольних точках моделей грудопоперекового відділу хребта після резекції хребця Th12 при різних варіантах транспедикулярної фіксації під впливом стискаючого навантаження наведені в табл. 2.

Для наочного порівняння величин напружень у контрольних точках на кісткових елементах моделей грудопоперекового відділу хребта після резекції хребця Th12 при різних варіантах транспедикулярної фіксації під впливом стискаючого навантаження побудована діаграма, яка наведена на рис. 9.

Як видно на наведеній діаграмі, використання довгих фіксуючих гвинтів та поперечних стяжок дозволяє знизити рівень механічних напружень у кісткових елементах моделей, за винятком зон контакту тіл хребців Th11 та L1 з міжтіловою опорою.

Діаграма, яка наведена на рис. 10, надає наочне уявлення про співвідношення рівня механічних напружень в елементах металевої конструкції моделей при різних варіантах транспедикулярної фіксації під впливом стискаючого навантаження.

На наведеній діаграмі видно, що використання поперечних стяжок призводить до додаткового навантаження фіксуючих гвинтів, що визначається підвищенням рівня напружень у них. Але наслідком цього підвищення є зниження рівня напружень саме в кістковій тканині, що є позитивним фактором. Використання довгих гвинтів з фіксацією в кортикальному шарі кортикальної кістки передньої частини тіл хребців дозволяє знизити рівень напружень як у кісткових елементах моделей, так і в елементах транспедикулярної конструкції.

Висновки

Використання довгих гвинтів з фіксацією в кортикальному шарі передньої частини тіл хребців дозволяє знизити рівень напружень у кісткових елементах моделей.

Використання поперечних стяжок надає більшої жорсткості задньому опорному комплексу транспедикулярної конструкції, що призводить до підвищення напружень на фіксуючих гвинтах, але дозволяє знизити рівень напружень у кістковій тканині.

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

Отримано/Received 05.03.2023

Рецензовано/Revised 14.03.2023

Прийнято до друку/Accepted 23.03.2023

Список литературы

1. Leucht P., Fischer K., Muhr G., Mueller E.J. Epidemio-logy of traumatic spine fractures. Injury. 2009. 40(2). 166-172. doi: 10.1016/j.injury.2008.06.040, PMID: 19233356.

2. Oliver M., Inaba K., Tang A., Branco B.C., Barmparas G., Schnuriger B., et al. The changing epidemiology of spinal trauma: a 13-year review from a Level I trauma centre. Injury. 2012. 43(8). 1296-1300. doi: 10.1016/j.injury.2012.04.021, PMID: 22648015.

3. Hu R., Mustard C.A., Burns C. Epidemiology of incident spinal fracture in a complete population. Spine (Phila Pa 1976). 1996. 21(4). 492-499. doi: 10.1097/00007632-199602150-00016, PMID: 8658254.

4. Vaccaro A.R., Oner C., Kepler C.K., Dvorak M., Schnake K., Bellabarba C., et al. AOSpine thoracolumbar spine injury classification system: fracture description, neurological status, and key modifiers. Spine (Phila Pa 1976). 2013. 38(23). 2028-2037. doi: 10.1097/BRS.0b013e3182a8a381, PMID: 23970107.

5. Altay M., Ozkurt B., Aktekin C.N., Ozturk A.M., Dogan O., Tabak A.Y. Treatment of unstable thoracolumbar junction burst fractures with short- or long-segment posterior fixation in magerl type a fractures. Eur. Spine J. 2007. 16(8). 1145-1155. doi: 10.1007/s00586-007-0310-5, PMID: 17252216.

6. Müller U., Berlemann U., Sledge J., Schwarzenbach O. Treatment of thoracolumbar burst fractures without neurologic deficit by indirect reduction and posterior instrumentation: bisegmental stabilization with monosegmental fusion. Eur. Spine J. 1999. 8(4). 284-289. doi: 10.1007/s005860050175, PMID: 10483830.

7. Dai L.Y., Jiang S.D., Wang X.Y., Jiang L.S. A review of the management of thoracolumbar burst fractures. Surg. Neurol. 2007. 67(3). 221-231; discussion 231. doi: 10.1016/j.surneu.2006.08.081, PMID: 17320622.

8. Xu H.Z., Wang X.Y., Chi Y.L., Zhu Q.A., Lin Y., Huang Q.S., et al. Biomechanical evaluation of a dynamic pe-dicle screw fixation device. Clin. Biomech. (Bristol, Avon). 2006. 21(4). 330-336. doi: 10.1016/j.clinbiomech.2005.12.004, PMID: 16434133.

9. McNamara M.J., Stephens G.C., Spengler D.M. Transpedicular short-segment fusions for treatment of lumbar burst fractures. J. Spinal Disord. 1992. 5(2). 183-187. doi: 10.1097/00002517-199206000-00006, PMID: 1606376.

10. McLain R.F., Sparling E., Benson D.R. Early failure of short-segment pedicle instrumentation for thoracolumbar fractures. A preliminary report. J. Bone Joint Surg. Am. 1993. 75(2). 162-167. doi: 10.2106/00004623-199302000-00002, PMID: 8423176.

11. Fradet L., Petit Y., Wagnac E., Aubin C.E., Arnoux P.J. Biomechanics of thoracolumbar junction vertebral fractures from various kinematic conditions. Medical & biological engineering & computing. 2014. 52(1). 87-94. doi: 10.1007/s11517-013-1124-8, PMID: 24165806.

12. Verheyden A.P., Spiegl U.J., Ekkerlein H., Gercek E., Hauck S., Josten C., et al. Treatment of Fractures of the Thoracolumbar Spine: Recommendations of the Spine Section of the German Society for Orthopaedics and Trauma (DGOU). Global Spine J. 2018. 8(2 Suppl.). 34S-45S. doi: 10.1177/2192568218771668, PMID: 30210959.

13. Matsuzaki H., Tokuhashi Y., Matsumoto F., Hoshino M., Kiuchi T., Toriyama S. Problems and solutions of pedicle screw plate fixation of lumbar spine. Spine (Phila Pa 1976). 1990. 15(11). 1159-1165. doi: 10.1097/00007632-199011010-00014, PMID: 2267611.

14. Cowin S.C. Bone Mechanics Handbook. 2nd ed. Boca Raton: CRC Press, 2001.

15. Boccaccio A., Pappalettere C. Mechanobiology of Fracture Healing: Basic Principles and Applications in Orthodontics and Orthopaedics. In: Klika V., editor. Theoretical Biomecha-nics. 2011.

16. Nekhlopochin A., Nekhlopochin S., Karpinsky M., Shvets A., Karpinskaya E., Yaresko A. Mathematical Analysis and Optimization of Design Characteristics of Stabilizing Vertebral Body Replacing Systems for Subaxial Cervical Fusion Using the Finite Element Method. Hirurgiâ pozvonočnika. 2017. 14(1). 37-45. doi: 10.14531/ss2017.1.37-45.

17. Radchenko V.A., Kutsenko V.A., Popov A.I., Karpinskуi M.Y., Karpinska O.D. Моделювання варіантів транспедикулярної фіксації грудного відділу хребта при резекції одного-трьох хребців. Trauma. 2022. 18(5). 95-102. doi: 10.22141/1608-1706.5.18.2017.114125.

18. Niinomi M. Mechanical biocompatibilities of titanium alloys for biomedical applications. J. Mech. Behav. Biomed. Mater. 2008. 1(1). 30-42. doi: 10.1016/j.jmbbm.2007.07.001, PMID: 19627769.

19. Образцов И.Ф., Адамович И.С., Барер И.С. Проблемы прочности в биомеханике: учеб. пособие для технич. и биолог. спец. ВУЗ. Москва: Высшая школа, 1988.

20. Зенкевич О.К. Метод конечных элементов в технике. Москва: Мир, 1975. 271 с.

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