1.3.2 Биологические реакции
Функции клеток определяют надежность и качество заживления перелома. В ходе сращения перелома на фоне ненарушенного кровоснабжения эти клеточные функции первично регулируются, прежде всего, механическими условиями. В этой главе рассматривается влияние механических условий на биологические реакции.
Механические условия, в основном, определяются действующими силами и результирующей деформацией, приводящей к смещению фрагментов перелома. Два биомеханических процесса играют важную роль:
1. Репаративная регенерация клеток, заключающаяся в образовании тканей, ее разрушении и дифференциации, регулируется механическими условиями. Деформация регенерата (растяжение) из-за нестабильности может стимулировать как образование костной мозоли, так и рассасывание кости в зоне контактирующих поверхностей (например, между фрагментами кости, или между костью и имплантатом). Это рассасывание приводит к повышению нестабильности в зоне перелома. Увеличивающаяся деформация регенерата может привести к поэтапной дифференциации клеток в сторону повышения их прочности и жесткости. Например, мягкая грануляционная ткань, способная выдержать большую деформацию, замещается соединительной тканью, обладающей большей жесткостью, но способной выдержать меньшую деформацию. Этот процесс называют „непрямым заживлением".
При узкой щели перелома, стабилизированного посредством межфрагментарной компрессии, деформация является минимальной. В этих условиях наступает прямое новообразование костной ткани, а рассасывание кости и образование периостальной мозоли не являются обязательными. Этот вид заживления называют прямым заживлением (контактным заживлением, или заживлением щели перелома). Непосредственная площадь контакта фрагментов очень мала. Мы можем, однако, представить это таким образом, что поверхности перелома практически всегда микроскопически неконгруентны. Если их сдавить, то, прежде всего, контактируют выступающие части. Затем они ломаются и образуется одна широкая зона контакта. Этот процесс завершается, когда образуется достаточных размеров зона контакта, соответвтвующая прочности кости. Поэтому зона контакта поверхностей перелома составляет лишь несколько процентов площади поперечного сечения.
2. Клеточная функция приводит к изменениям в свойствах материала, в форме фрагментов перелома и тканей (мягких и плотных), соединяющих эти фрагменты.
Рис. 1.28 Влияние рассасывания сдавленных поверхностей на величину компрессии.
А Сегмент кости первоначальной длины L зажат в тиски, компрессия отсутствует,
B Деформация (укорочение) в 10 цт возникает в результате компрессии в 100 Н.
С Если костный сегмент подвергается укорочению на 10 цт вследствие резорбции концов фрагментов со „стороны перелома", то компрессия исчезает.
Рис. 1.29 Влияние компрессии на кровоток в кортикальной кости.
Сильная компрессия в пределах самой кости переносится ей легко. Однако даже минимальная компрессия мягких тканей на поверхности кости приводит к полному прекращению периостального кровообращения.
Рис. 1.28
Рис. 1.29
1.3.2.1 Стабильность и компрессия
Компрессия, действие и эффективность
Проведенные в течение последних десятилетий клинические наблюдения показали, что в мягких тканях под воздействием длительного сдавления возникает некроз (пролежень). Это давало основания предполагать, что кость будет некротизироваться под действием сжатия. Наблюдавшееся рассасывание позвонка около пульсирующей аневризмы аорты было неправильно истолковано, как результат „вызванного сдавлением некроза". Кость не подвергается некрозу под воздействием сдавления. Эта ткань исключительно хорошо подготовлена для фунционирования в условиях механической нагрузки; ее клетки и кровеносные сосуды защищены жестким каркасом. Основным назначением скелета является сохранение формы под действием нагрузки. Этим обеспечивается возможность разнообразных движений, а также ходьбы.
Компрессия пластиной
Используя компрессионную пластину, Реггеn et al. (1969 a,b) показали, что вызванная пластиной статическая компрессия уменьшилась за несколько месяцев незначительно (рис. 1.30).
Компрессия шурупами
Сжатие, вызванное шурупами, какпоказал на модели внутренней фиксации Von Arx(1973), является большим (2-4 kN) и более эффективным, чем сжатие, вызванное „компрессионными" пластинами (0,6-1 kN) . Использование имплантированной на длительное время измерительной шайбы (Blumlein et al. 1977) продемонстрировало сохранение очень высоких сжимающих сил, приложенных к относительно малой площади живой кости овцы (рис. 1.33).
Изменения свойств материала влияют на жесткость фиксации перелома в прямой прогрессии, в то время как изменения формы могут оказывать влияние на жесткость по отношению к кручению и сгибанию пропорционально диаметру в третьей степени.
Рис. 1.30 Гибкая фиксация при помощи пластин (Hutzschenreuter et al. 1969).
А Тонкая гибкая пластина приводит к образованию костной мозоли.
B Более толстая, более жесткая пластина приводит к образованию меньшей, более структурной костной мозоли без рассасывания концов фрагментов.
«Некроз от давления?»
В экспериментах с использованием измерительных пластин и измерительных шурупов определялось даже очень незначительное рассасывание кости на сдавленных поверхностях. Таким образом, рассасывание хотя бы одного слоя клеток по толщине кости (около 10 цт) должно было бы приводить к заметной потере компрессии (рис. 1.28). Остутствие подобной реакции говорило об отсутствии рассасывания кости даже при исключительно больших сдавливающих нагрузках. Тем не менее, случаи расшатывания имплантата в условиях, подозрительных на начальную нестабильность, привели к появлению дальнейших исследований по „некрозу от давления".
1.3.2.2 Биомеханика нестабильности
Бесспорно влияние нестабильности на биологические свойства кости, особенно на ее поверхности (рис. 1.31). Нестабильность вызывает рассасывание кости и это, в свою очередь, увеличивает нестабильность фиксации, будь то пластина или шурупы. Резорбция кости, вызванная даже минимальной нестабильностью в области контактирующих поверхностей может, таким образом, ухудшить результаты внутренней фиксации в случаях, когда она выполнена методами, требующими абсолютной стабильности. К таким случаям можно отнести использование шурупов и пластин для лечения простых диафизарных переломов. В жесткой системе приложенные силы приведут к минимальной деформации; напротив, минимальные изменения формы (например, следствие рассасывания поверхности кости) приведет к потере созданной компрессии.
Индукция рассасывания поверхности кости
Используя модель, в которой пластина фиксировала интактную и функционально нагруженную кость (рис. 1.24), Perren et al. (1975) продемонстрировали эффект относительного и цикличного смещения между контактирующими поверхностями имплантата и кортикального слоя живой кости (рис. 1.31). Индукция рассасывания поверхности кости была очевидна при смещении на величину большую, чем диаметр одной клетки (1-3 МкМ). Используя гидравлически смещаемые экспериментальные имплантаты на большеберцовых костях овец, Stadleret al. (1982) сумели вызвать рассасывание поверхности кости под действием циклически работающего поршня, воздействующего на кость, даже с относительно небольшой силой.
Индукция образования мозоли
Хорошо известно, что механическое раздражение (как и другие „раздражающие" факторы) живой кости приводят к образованию „каллуса", или костной мозоли. В экспериментах Stadler et al. (1982) образование костной мозоли было вызвано циклическим действием
Термины „ригидность" и „стабильность" часто путают. Стабильность здесь используется для определения состояния, при котором отсутствует относительное смещение между контактирующими поверхностями („кость к кости" или „кость кимплантзту"). Жесткость, или ригидность, определяет соотношение между приложенной силой и результирующей деформацией, или смещением. Это последнее определение четко указывает на то, что всегда существует некоторая степень деформации и смещения под нагрузкой при жесткой или ригидной внутренней фиксации. Термин „стабильная внутренняя фискация" должен быть, таким образом, использован для определения отсутствия смещения, зависящего от нагрузки в зоне контакта поверхностей между концами фрагментов, или же между костью и имплантатом.
Рис. 1.31Индукция костного рассасывания в эксперименте,
А Модель по рис. 1.24
B Стабильная контактная поверхность: рассасывание отсутствует,
С Нестабильная контактная поверхность: биологическое расшатывание поршня, отстоявшего от поверхности кости.
Kuntscher (1970) и, позднее, Danckwardt et al. (1971) показали развитие периостальной костной мозоли при имплантации ржавеющего металла в полость костномозгового канала. Также известно, что инфекция под воздействием определенных обстоятельств способна вызывать образование „облакообразной костной мозоли".
1.3.2.3 Биомеханика стабильности
Как мы увидим при обсуждении прямого, или первичного сращения, при сжатии не возникает рассасывания поверхностей концов фрагментов (см. стр. 70). Предупреждение подобной резорбции является крайне важным при использовании „нескользящих" имп-лантатов, таких, как пластины и шурупы, поскольку они удерживают фрагменты на расстоянии друг от друга и не обеспечивают возможности спонтанной стабилизации путем „взаимопроникновения". Спонтанная стабилизация возможна лишь тогда, когда фрагменты могут скользить по имплантату, как в случае использования скользящих шин.
Также очень важным является предупреждение контактной резорбции поверхности кости на границе кости и стержней наружного фиксатора. Скрупулезный анализ показывает, что расшатывание стержней (винтов) наружного фиксатора определяется в 60% случаев in citu через 3-5 месяцев. Тем не менее, не так просто определить расшатывание стержней на рентгенограмме: как показал Hente (1988), 4,5-мм стержень, введенный в 4,8-мм просверленное отверстие, не приводит к появлению рентгенологических признаков расшатывания, несмотря на 0,3-мм щель, которая должна бы возникнуть вследствие рассасывания. Следствием расшатывания стержней могут быть: Потеря стабильности, влияние которой, учитывая эластичную фиксацию наружными аппаратами, не столь велико.
Инфицирование канала стержня. Эта взаимосвязь очевидна, хотя еще недостаточно доказана.
Потеря изолирующего слоя между поверхностью кожи и костномозговым каналом.
Этим можно объяснить многие проблемы, которые встречаются при замене наружного
фиксатора, например, на интрамедуллярный гвоздь.
1.3.2.4 Реакция на изменение физиологической нагрузки
Теория о том, что структура кости реагирует в основном на изменения функциональной нагрузки — одна из наиболее широко распрастраненных и, к сожалению, наиболее часто неправильно понимаемых теорий. Законы Wolff, касающиеся формирования кости под воздействием нагрузки (Wolff 1893, 1986) применимы более к губчатой кости: адаптация кортикального слоя происходит медленно и не имеет большого значения. При обычной внутренней фиксации с использованием пластин, которые трансформируют действующие силы за счет силы трения, разгрузка кости посредством имплантата носит временный характер.
Биологические реакции кости, а также жесткого и мягкого регенерата на изменение механических условий были недавно изучены Goods hip and Kenwright (1985) и Lanyon and Rubin (1985). В процессе заживления переломов реакция кортикального слоя кости на механическую нагрузку, возможно, играет меньшую роль.
Рис. 1.32 Определение компрессии пластиной in vivo (Perren et al. 1969a,b).
А Измерительная пластина. Пластина для внутренней фиксации (DCP), снабженная датчиками деформации и проводами. Пластина позволяет точно определить степень компрессии, приложенной к живой кости, а также изменения компрессии in vivo.
B Определение компрессии на большеберцовой кости овцы. Поперечная остеотомия большеберцовой кости овцы фиксирована при помощи двух DCP, расположенных под прямым углом. (Здесь нарисована лишь одна из двух пластин).
С Компрессия создана в кортикальной кости in vivo. Изначальная величина компрессии в 1800 Н силы уменьшается очень медленно. Этот тип изменения компрессии доказывает, что некроз от давления с рассасыванием поверхностей компремированкой зоны не возникает.
Реакция на разгрузку за счет имплантата
Многие авторы изучали реакцию кортикального слоя кости на разгрузку имплантатами; механические эффекты этой защиты от стресса впечатляют. Например, кортикальный слой кости около пластины разгружен. В зависимости от типа прилагаемой нагрузки противоположный кортикальный слой нагружен либо менее, либо более, чем обычно (Cochran 1969, Woo et al. 1976; Claes et al. 1982; Cordey et al., 1987; Gautier 1988).
Поскольку механическая разгрузка была достаточно ясно продемострирована, и поскольку после внутренней фиксации в кости наблюдаются изменения, то остается открытым вопрос — какие структурные изменения происходят исключительно от перемены механической нагрузки. После замещения сустава протезом, после артродеза и после длительной имплантации углообразной клинковой пластины, часто отмечаются структурные изменения в губчатой кости. Тем не менее, для того, чтобы доказать гипотезу о том, что изменения в структуре кортикального слоя кости, наблюдаемые после внутренней фис-кации с использованием прямых пластин, неопровержимо связаны с разгрузкой, оставалось также найти взаимосвязь между механическими условиями и этими структурными изменениями. Явный парадокс заключался в том, что пластины, работающие преимущественно на основе трения, базирующегося на компрессии между пластиной и костью (например, прямые пластины) утрачивали свое прочное соединение, и, таким образом, способность создавать общую разгрузку, через, приблизительно, полгода после имплантации (хотя они были все еще в состоянии защищать от пиковых нагрузок).
Реакция на растяжение
Растяжение определяют, как относительное удлинение (вследствие приложенной растягивающей силы). Основным положением теории растяжения является то, что ткань не может дифференцироваться, если растяжение превышает ее предельную устойчивость к ней. Таким образом, отношение моментального растяжениях индивидуальной устойчивости ткани к нему определяет потенциал ее дифференциации. Как отмечал Pauwels (1965, 1980), дифференциация тканей при нарушенномсращении перелома качественно не изменяется, она просто останаваливается на определенном уровне. Очевидно, что помимо максимального уровня растяжения, который еще переносим тканью, существует также минимальный его уровень (уровень индуцирующего растяжения), ниже которого дифференциация тканей не начинается.
Заживление переломов под действием растяжения
Хирурга часто поражает тот факт, что некоторые переломы заживают в условиях значительной нестабильности, в то время как другие не переносят даже не видимой глазом нестабильности. Концепция растяжения (Реггеп and Cordey 1977, 1980) строится на основе оценки деформации отдельных клеток. Если существующая деформация в пределах восстановительных тканей превышает предельное удлинение, которое может привести к разрыву ткани (клетки)(„удлинение до разрыва") , то дифференциация приостановится. Ткань не может существовать в этих условиях растяжения.
Принимая во внимание эту концепцию растяжения, которая является деформацией, не зависящейот формы тела (см. стр. 16), хирург сможет теперь понять, почему в некоторых случаях (например, при спонтанном заживлении сложных переломов), выраженная нестабильность сопровождается появлением прочной костной мозоли. В то же время под воздействием других условий (хорошо адаптированных, но не сдавленных переломов) даже небольшая степень нестабильности несовместима с образованием прочного сращения.
Рис. 1.33 Измерение компрессии шурупом in vivo (BlOmlein et al. 1977).
А Определение компрессии шурупом in vivo при помощи измерительной шайбы. Шайба снабжена датчиками деформации и проводами, выведенными через кожу.
B Запись компрессии, вызванной шурупами in vivo. Изображены три различных группы с различной степенью изначальной компрессии и ее изменения in vivo. В течение 16 недель компрессия уменьшалась очень медленно.
Реакция в зоне контактирующих поверхностей перелома на запредельное растяжение кости
Мы уже показали, что радиальная преднагрузка является очень эффективным приемом для предупреждения циклического смещения на границе стержень-кость. Какое же несоответствие допустимо с механической точки зрения? Здесь растяжение является вновь решающим параметром, который позволяет определить механически оптимальное несоответствие, то есть наиболее выгодное взаимоотношение между размером просверленного отверстия и диаметром стержня.
Biliouris et al. (1989) недавно изучал этот вопрос и пришел к заключению, что при использовании 4,5-мм стержня разница в 0,1-0,2 мм является оптимальной; разница более чем на 0,2 мм приводит к локальному механическому разрушению кости в зоне контакта. В результате могут развиться нестабильность и рассасывание поверхности кости и/или кольцевидная секвестрация. Оба процесса приводят к потере оптимальной стабильности в зоне контактирующих поверхностей.