В настоящее время транспедикулярные фиксаторы (ТПФ) широко используются при лечении дегенеративно-дистрофических заболеваний для стабилизации позвоночника.

Наряду с неоспоримыми достоинствами транспедикулярной стабилизации (надежность, удобство в применении) при ее использовании имеется ряд недостатков [1—7].

При применении ТПФ особенно в сочетании со спондилодезом кейджами укрепляются одновременно передняя, средняя и задняя колонны по Denis. При этом достигается чрезмерная стабильность оперированного и смежных сегментов, которая может иметь ряд нежелательных последствий [1—4, 7—10].

Во-первых, развитие в смежных с оперированным сегментах дегенеративных процессов: появление протрузий, грыж, нестабильности. Это связано с чрезмерной ригидностью стабилизированного кейджем и транспедикулярной конструкцией (ТК) сегмента позвоночника. При функциональных нагрузках смежные сегменты выполняют движения за свой и жестко стабилизированный отделы позвоночника (ТПФ + кейдж) и перегружаются. Со временем это может приводить к необходимости повторной операции по поводу нестабильности, грыжи диска или развития компенсаторного вторичного стеноза позвоночного канала на смежных уровнях [1, 2, 4, 5, 7—10].

Во-вторых, отсутствие циклических нагрузок в тканях стабилизированного сегмента может приводить к их дегенерации и лизису костной ткани. В то же время в местах введения винтов костная ткань испытывает значительные нагрузки, которые могут вызвать ее резорбцию и потерю фиксирующих свойств ТК. В результате этого стабильность сегмента, достигнутая во время операции, утрачивается в послеоперационный период [1, 3, 4, 7—10].

Вышеуказанные недостатки приводят к поиску новых систем стабилизации, снижающих ригидность стабилизируемого сегмента позвоночника. Так, появились импланты фирмы «Paradigma Spine» — Dynesis, Coflex. В первом из них продольные стержни, соединяющие транспедикулярные винты, изготовлены из полимеров, а второй представляет изогнутую пластину, закрепляющуюся между остистыми отростками. Особенности материалов и формы этих имплантов снижают их жесткость и позволяют укрепленным структурам позвоночника совершать перемещения при функциональной нагрузке. Однако конструктивные особенности этих имплантов не позволяют эффективно их использовать для исправления деформации и выполнения опорных функций позвоночника. Поэтому вопрос выбора имплантов для стабилизации позвоночника при лечении дегенеративно-дистрофических заболеваний остается до конца не решенным [8, 9, 11].

В данной работе под динамической стабилизацией позвоночника понимали такую стабилизацию оперированного сегмента, которая обеспечивает ему биомеханическое поведение здорового, неповрежденного позвоночника. В связи с этим говорить о ригидности или динамичности имплантата не совсем корректно, так как для каждого конкретного заболевания или травмы имплантат должен обладать определенной жесткостью, позволяющей восстановить нормальную биомеханику позвоночника. Некоторые аспекты этой проблемы обсуждены в работах [12, 13]. Жесткость имплантата — это отношение функциональной нагрузки (P) к изменению размера имплантата в направлении действия силы (L): K=P/L (Н/мм). Изменение жесткости имплантата производится по международным стандартам, в частности, для испытания ТК используется стандарт ASTM F 1717. Для поиска оптимальной жесткости имплантатов и изучения особенностей их взаимодействия со структурами позвоночника использовали следующий подход.

1. На анатомическом препарате поясничного отдела позвоночника с сохраненными костными и связочно-хрящевыми структурами изучали влияние нагрузки на его подвижность. Механическое поведение исходного препарата сравнивали с его поведением после операционного вмешательства (ламинэктомия, резекция диска и т.п.). Степень стабильности определяли как отношение перемещения поврежденного или стабилизированного препарата к перемещению исходного неповрежденного препарата при определенной нагрузке.

2. Методом конечных элементов на модели поясничного отдела позвоночника исследовали влияние изменений свойств тканей и различных видов травм на механическое поведение поврежденных и интактных сегментов, а также на напряжения, возникающие в костных структурах и элементах транспедикулярной конструкции.

Натурные испытания механического поведения поясничного отдела позвоночника проводили при флексионно-экстензионных нагрузках. В качестве объекта исследований служил препарат поясничного отдела позвоночника L_I—L_V мужчины 42 лет ростом 180 см и массой тела около 80 кг. На препарате были сохранены межпозвонковые диски и весь связочный аппарат, включая продольные, желтые, меж- и надостистые связки. Мышечные ткани были по возможности удалены. Перед испытанием препарат хранили в течение 10 дней при температуре 0—5°С.

Испытания проводили на установке Zwick в специализированной оснастке ( рис. 1).

Эксперимент проводили в несколько этапов. На первом этапе определяли механическое поведение поясничного отдела в исходном состоянии (базовый вариант). На втором этапе провели удаление дужки и остистого отростка позвонка L_III с прикрепленными к ним связками. Этот случай имитировал ламинэктомию, необходимую для декомпрессии спинного мозга при некоторых видах травм и заболеваний позвоночника. На третьем этапе, после ламинэктомии, позвоночник стабилизировали ТПФ, винты которого вкручивали в ножки позвонков L_II, L_IV. Балки ТПФ были изготовлены из титанового сплава ВТ6 (Ti6A14V) или нитинола с температурой конца восстановления формы 34±1°C. Перед установкой балки из нитинола охлаждали в тающем льду и изгибали руками на угол около 15°. Крепление балок к винтам проводили таким образом, чтобы их выгиб был направлен кзади. После закрепления балки орошали теплым физиологическим раствором, что приводило к их выпрямлению и созданию дистракции между позвонками L_II, и L_IV (см. рис. 1).

Биомеханические исследования проводили методами математического моделирования. Моделирование осуществляли конечно-элементным методом с помощью пакета программ ANSIS. Воспроизводили геометрический образ костных, хрящевых (межпозвонковый диск) и связочных структур поясничного отдела L_I—L_V позвоночника. Закрепление отдела позвоночника проводили по нижней поверхности тела L_V, а сосредоточенную нагрузку прикладывали в центре верхней поверхности тела L_I

(рис. 2).

где ΔL_T — перемещение, отвечающее максимальной функциональной нагрузке на отдел позвоночника в состоянии после травмы или стабилизации ТПФ;

ΔL_H — перемещение, отвечающее максимальной функциональной нагрузке на отдел позвоночника в исходном (нормальном) состоянии.

Исследование механического поведения анатомического препарата поясничного отдела позвоночника показало, что при повреждениях задней колонны стабильность сегментов позвоночника резко снижается как к флексионным, так и к экстензионным нагрузкам. Например, при ламинэктомии изгибающие нагрузки приводят к значительно большим поперечным перемещениям смежных позвонков при флексии и экстензии по сравнению с аналогичными смещениями исходного неповрежденного препарата. Отношение указанных перемещений можно использовать как коэффициент стабильности позвоночного сегмента при соответствующем нагружении. В этом случае механическое поведение здорового неповрежденного сегмента соответствует коэффициенту стабилизации, равному единице.

На рис. 3

Чтобы более детально рассмотреть роль отдельных составляющих структуры поясничного отдела позвоночника в его функциональных перемещениях и определить его стабильность в случаях сложных травм и заболеваний было использовано компьютерное моделирование методом конечных элементов, в котором сведения о свойствах костных и связочно-хрящевых структур брали из литературы [14, 15] и нормировали по соответствующим экспериментам с анатомическими препаратами.

Следует отметить, что в модели учитывалось предрастяжение связок, поэтому при полной ламинэктомии отсутствие межостистой и желтой связок вызывало появление кифотической деформации в 3°, которая сохранялась после приложения осевой нагрузки. Для возвращения в исходное положение позвоночного сегмента требовалось приложение экстензионной нагрузки в 47Н. При компрессионном переломе тела позвонка с клиновидной деформацией на ¹/₃ наблюдалось возникновение лордоза в 3°, который переходил в кифоз на 5,5° при осевой нагрузке. Для восстановления вертикальной оси сегмента в последнем случае необходимо приложение экстензионной нагрузки в 45Н. При сочетании компрессионного перелома и ламинэктомии, например при осложненном переломе с необходимостью декомпрессии спинного мозга и его корешков, лордоз в 1,5° при осевой нагрузке переходит в кифоз на 9°. Для его устранения необходима экстензионная нагрузка в 110Н.

Расчеты стабильности, проведенные по изменению углов между соответствующими замыкательными пластинами поврежденного L_II—L_IV и смежных L_I—L_II и L_IV—L_V сегментов, при флексионных и экстензионных нагрузках приведены в табл 2.

Установка ТПФ после ламинэктомии позволяет существенно увеличить стабильность поясничного отдела позвоночника (1,33—1,81), но ее распределение по сегментам во многом зависит от материала балок имплантата. Использование титановых балок, имеющих самую низкую жесткость (около 20 Н/мм), позволяет достичь близкой по уровню стабильности как в поврежденном, так и в смежных сегментах. При изменении материала балок на титановый сплав и нержавеющую сталь с жесткостью соответственно 45 и 60 Н/мм наблюдается значительное повышение стабильности поврежденного (до 5,03) и верхнего смежного сегмента (до 2,95). Стабильность нижнего смежного сегмента к флексионным нагрузкам чуть меньше единицы.

При компрессионном переломе тела позвонка стабильность поясничного отдела резко снижается как к флексионным, так и экстензионным нагрузкам за счет чрезмерной подвижности поврежденного сегмента. В том случае, если компрессионный перелом сочетается с ламинэктомией на этом же уровне, стабильность снижается до крайне низких значений 0,12 и 0,14 при флексии и экстензии соответственно, что является полной нестабильностью. Установка ТПФ позволяет повысить стабильность поясничного отдела позвоночника до нормальных значений (0,93—1,54), однако ее распределение по отдельным сегментам во многом зависит от материала и жесткости балок имплантата. Так, в случае использования стальных балок снижается стабильность верхнего смежного сегмента к экстензионным нагрузкам (0,36), а нижнего — к флексионным (0,56). Для ТПФ с балками из титанового сплава наименьшая стабильность наблюдается в верхнем смежном сегменте при экстензии (0,47), а с балками из нитинола — в поврежденном сегменте (0,61). В то же время сопротивление флексионным смещениям верхнего смежного сегмента и к экстензионным смещениям нижнего смежного сегмента во всех случаях использования ТПФ значительно выше, чем в нормальном состоянии позвоночника.

Необходимо отметить, что приведенные расчеты стабильности сегментов поясничного отдела позвоночника характеризуют его послеоперационное состояние, которое будет постепенно изменяться по мере образования фиброзной ткани и ее частичной оссификации. В первую очередь это должно приводить к повышению стабильности поврежденного сегмента и ее изменению в смежных сегментах. Можно предположить, что при развитии этих процессов будут наблюдаться дальнейшие клинические изменения стабильности в смежных сегментах и возрастание вероятности прогресса дегенеративно-дистрофических заболеваний.

На основании экспериментальных исследований на анатомических препаратах и теоретических расчетов на конечно-элементной модели определена роль жесткости ТПФ в стабилизации поясничного отдела позвоночника после различных его повреждений. Показано:

1. При удалении задней опорной колонны по Денису (при проведении декомпрессивной ламинэктомии, как, например в случае использования ТК для лечения спондилолистеза, стеноза позвоночного канала, множественных грыж дисков и т.д.) стабилизацию поясничного отдела позвоночника желательно проводить ТПФ с жесткостью не выше 20 Н/мм (например, при использовании балок из нитинола). В этом случае удается обеспечить достаточно близкую к норме стабильность как всего отдела, так и его отдельных сегментов.

2. При одновременном повреждении как задней, так и передней опорной колонны поясничного отдела (например, при проведении декомпрессивной ламинэктомии для лечения взрывного компрессионного перелома позвоночника или при лечении онкологических поражений позвоночника) его стабилизация должна осуществляться ТПФ с жесткостью 30—45 Н/мм (балки из нитинола или титанового сплава). Использование более ригидных ТПФ (стальные балки) усиливает разницу в жесткости между сегментами, приводящую к возникновению гиперподвижности в смежных с поврежденным сегментах при определенных функциональных нагрузках (флексии и экстензии).

Исследования выполнены при финансовой поддержке ФЦП «Научные и научно-педагогические кадры инновационной России» на 2009—2013 гг. в рамках конкурса НК-45П проект №380П.

Многообразие методов и систем транспедикулярной стабилизации позвоночника, описываемых в медицинской печати последнее время, обусловлено повсеместным применением данных конструкций спинальными хирургами и ортопедами. В данной работе приведены результаты экспериментальных испытаний применения транспедикулярных функциональных фиксирующих систем на блок-препаратах. Авторы использовали оригинальную модель с возможностью создания осевых нагрузок на препарат и моделированием различных патологических состояний (разрушение передней и/или задней опорных колонн позвоночника). Из содержания статьи не вполне ясно, что определялось авторами как состояние нормы (стабильность) позвоночника (учитывая, что и блок-препарат мог иметь изменения посмертные или прижизненные, приведшие к нестабильности).

Цель работы — определение корреляции между изменением стабильности позвоночника при моделировании различных патологических состояний и изучение оптимального уровня жесткости фиксирующих транспедикулярных систем. Авторы основываются на утверждении, что различные вышеперечисленные патологические состояния требуют различного уровня жесткости транспедикулярных конструкций.

Увеличение упругих свойств транспедикулярной системы за счет изменения параметров стержней давно дискутируется в печати. В частности, доказана возможность применения систем с диаметром стержней 3 мм (в отличие от обычных 6 мм) (R. Cavagna), а также стержней из материала РЕЕК, что также увеличивает упругие свойства такой системы, не увеличивая частоту переломов конструкции. Системы, описанные авторами, следует определить как транспедикулярные конструкции с функционально-оптимальным уровнем жесткости стержня, однако целью установки этих систем, как и традиционных, является формирование спондилодеза. Нельзя согласиться с утверждением автора, что уменьшение жесткости фиксирующих конструкций переводит их в разряд динамических транспедикулярных конструкций.

Ориентируясь на данные авторов статьи, можно предположить, что правильный подбор параметров упругих свойств и жесткости стержня позволит ускорить сроки костной консолидации и спондилодеза. Возникает вопрос: какова степень точности подбора этих параметров? В случае использования традиционных транспедикулярных систем производитель гарантирует многократное превышение жесткости против возможных нагрузок после установки. Запас прочности стержня из никелида титана может быть недостаточным, и при неправильном расчете произойдет его деформация.

Следует отметить несколько принципиальных терминологических вопросов, возникающих при чтении данной работы. Прежде всего — это определение «чрезмерная стабильность». Логично, что ни в медицинской, ни в социологической практике стабильность не может быть чрезмерной. Речь идет о возможности применения так называемых «ригидных» и «полуригидных» систем стабилизации позвоночника, которые, по справедливому заключению многих авторов, препятствуют развитию дегенеративных процессов на смежном с оперированным сегментом межпозвонковом промежутке. (Частота развития дегенеративных поражений смежного сегмента после передней шейной фиксации на уровне шейного отдела позвоночника, по данным V. Sonntag, превышает 12% после 10-летнего катамнеза). В целом практика применения стабилизирующих систем с различным уровнем жесткости может, по справедливому замечанию авторов, уменьшить частоту осложнений, связанных с костной консолидацией и проблемами дегенерации смежных уровней. Безусловно, промежуток между экспериментальным исследованием на блок-препаратах и клиническим внедрением данной технологии является весьма продолжительным, особенно в сфере внедрения различных биотехнологий, позволяющих воссоздать разрушенную или удаленную опорную структуру практически в первозданном виде. В целом данная работа представляет несомненный интерес в экспериментальном и практическом плане и требует дальнейшего исследования в клинической практике. Внедрение отечественных разработок в сфере создания современных транспедикулярных систем позволит более широко применять различные технологические модели при стабилизации позвоночника, а соответствующее инструментальное обеспечение установки подобных конструкций даст возможность ограничить применение дорогостоящих импортных конструкций.

А.О. Гуща (Москва)