СТЕРЖЕНЬ ДЛЯ ФИКСАЦИИ ПОЛОЖЕНИЯ И ФОРМЫ ТРУБЧАТЫХ КОСТЕЙ

Настоящая полезная модель относится к медицине, а именно к травматологии, к устройствам для стимуляции остеосинтеза переломов кости, в частности для хирургического лечения переломов трубчатых костей, имеющих интрамедуллярный канал.
Переломы трубчатых костей обычно лечат с использованием интрамедуллярных штифтов, которые содержат трубчатый элемент, продольно вводимый в мозг кости, винт головки сустава, который вводят в соответствующее седло, сформированное в большом вертеле для направления остеосинтеза в соответствии с переломом, и стабилизирующие винты, расположенные в дистальной части штифта, то есть в той его части, которая при применении устройства располагается ближе к колену, которые позволяют блокировать штифт на бедренной кости.
Интрамедуллярный штифт такого типа для лечения вертельных переломов имеет некоторые недостатки. На практике было определено, что при использовании устройств такого типа увеличивается риск инфекции из-за дополнительных надрезов, необходимых для установки стабилизирующих винтов в дистальной части штифта.
Кроме того, установка таких винтов, из-за трудности совмещения и центровки со специальными гнездами, сформированными на штифте, выполняется очень сложно и требует относительно длительного времени операции, а также связана с многократным облучением пациента и хирурга рентгеновскими лучами, что требуется для обеспечения правильного хода операции.
Кроме того, при применении таких устройств необходимо относительно длительное время для восстановления пациента. Фактически, в первый послеоперационный период, стабилизирующие винты закреплены стабильно, без какого-либо зазора, в специальных гнездах, сформированных на штифте, в результате чего в течение этого первого этапа восстановления невозможно нагружать ногу для стимуляции трещины перелома. Только в ходе второго периода тип соединения стабилизирующих винтов с интрамедуллярным штифтом изменяется и переходит после дополнительной операции из стабильного дистального блокирования к динамическому дистальному блокированию, и в результате этого становится возможной стимуляция перелома кости.
Известен интрамедуллярный штифт для хирургического лечения вертельных переломов бедренной кости, содержащий трубчатый элемент, в котором установлен винт головки сустава, и стабилизирующий элемент, который содержит пару проволочных стержней, изогнутых под углом на одном конце и установленных продольно по отношению к трубчатому элементу внутри него, которые выходят через два отверстия, сформированных в дистальной части указанного трубчатого элемента (см. патент РФ №2289351, МПК А61В 17/72 (2006.01), 2005 г.).
Недостатком данного устройства является сложность установки такого штифта, которая требует рассверливания достаточно большого отверстия в кости, что ведет к травматизации костного материала, а также возможности попадания инфекции внутрь канала кости.
Также для внутренней стабилизации сломанных длинных костей используются относительно большие стальные гвозди, имеющие заданное заранее U-образное или V-образное поперечное сечение. Гвозди стабилизируют кости в соответствии с принципом обеспечения поддержки в трех точках, а именно в начале, в конце и в средней секции гвоздя. Для того, чтобы расположить такие гвозди, через поверхность кости, а затем через медуллярную полость кости должны быть сделаны большие отверстия, совпадающие с диаметром имплантированного гвоздя (см. а.с. СССР №1757653, МПК 5 А61В 17/58, 1992 г., а.с. СССР 1659034, МПК 5 А61В 17/58, 1991 г.).
Использование такого устройства имеет следующий недостаток: почти все медуллярные полости должны рассверливаться для того, чтобы сделать такое отверстие, и в результате, в частности, ухудшается снабжение кости кровью. Кроме того, из-за поддержки в трех точках, усилие передается через сравнительно малую область, и для обеспечения вращательной стабильности необходимо использовать дополнительные механизмы, такие как скрепляющие шурупы и т.п.
Удаление внутримедуллярного гвоздя после того, как кость срослась, также является процедурой, требующей сравнительно высокой степени усилий. Гвоздь заклинен в медуллярной полости и должен быть выбит из полости с использованием специальных инструментов и с приложением сравнительно больших усилий. В этом процессе медуллярная полость может испытывать значительные повреждения.
Известен внутримедуллярный гвоздь, в котором стержень состоит из полого корпуса, выполненного из сплава с памятью формы, который может принимать две возможные формы в зависимости от температуры. Затем, когда он уже установлен, внутримедуллярный гвоздь может быть преобразован из имеющего малое поперечное сечение в имеющий большое поперечное сечение, и наоборот за счет температурного воздействия (см. патент ФРГ №3201056, МПК 7 А61В 17/58, 1983 г.).
Недостаток такого внутримедуллярного гвоздя заключается в том, что применение тепла, требуемого для расширения диаметра стержня гвоздя, также вызывает термический стресс в кости и в костном мозге.
Известен гвоздь, в котором единая расширяющаяся камера окружает основное тело гвоздя полностью (см. патент США №5102413, МПК 7 А61В 17/68, 1992 г.).
Недостатком данного решения является…
Известен гвоздь для фиксации положения и формы сломанных длинных костей, имеющий стержень с центральной основной секцией и несколько камероподобных элементов расширения, установленных в вокруг основной секции и вытянутых по длине стержня, причем в упомянутых элементах расширения посредством жидкости или газа может быть создано внутреннее давление, когда они находится в кости, что заставляет их расширяться в радиальном направлении. Гвоздь может содержать один элемент расширения, в котором выполнены ребра, расположенные вдоль продольной оси и радиально выступающие наружу за указанный элемент расширения (см. патент РФ №2180813, МПК 7 А61В 17/72, 2002 г.). Данное решение принято за прототип.
Недостатком данного решения является сложность конструкции. Кроме того в случае, когда несколько элементов расширения установлены вокруг основной секции, крепление расширяющихся элементов затруднено и ненадежно. Как показала практика использования прототипа, его недостатком является неоправданно избыточная травмируемость костного мозга при переходе элемента расширения стержня в расширенное состояние (при выполнении стержня с одним элементом расширения). Это обусловлено кинематикой (движением) ребер в процессе перехода элемента расширения из нерасширенного состояния в расширенное: ребра совершают вращательно-поступательное движение, раскручиваясь по спирали в направлении стенок кости, в результате чего наблюдается избыточное разрушение костного мозга.
Кроме того, существует повышенная вероятность образования костных пролежней из-за высокого давления на поверхность костномозгового канала восьми заостренных кромок ребер стержня.
По данным медицинской практики с применением подобных стержней, одним из существенных недостатков является недостаточная прочность наконечника стержня, что в некоторых случаях приводит к его сминанию в процессе введения в костномозговой канал.
Задачей настоящей полезной модели является исключение указанных недостатков, упрощение конструкции стержня для фиксации положения и формы сломанных трубчатых костей, который позволяет обеспечивать хорошую стабилизацию, может быть имплантирован без значительных повреждений в медуллярной полости и который также не создает никакого термического стресса в кости и костном мозге и снижает, таким образом, риск инфекции. Кроме того, ставится задача по минимизации повреждений костного мозга при переходе стержня в расширенное состояние и при обратном сужении, а также возможность снижения повреждений костномозгового канала за счет уменьшения максимальной величины давления на его поверхность.
Поставленная задача решается за счет того, что в известном стержень для фиксации положения и формы трубчатых костей, содержащий элемент расширения, расположенный вдоль продольной оси стержня и выполненный в виде полой трубки с ребрами, расположенными вдоль продольной оси, и с возможностью наполнения внутренней полости элемента расширения и увеличения его поперечного сечения в радиальном направлении, а также головку и концевую насадку, расположенные соответственно на проксимальном и дистальном концах стержня, в соответствии с полезной моделью, в исходном состоянии элемент расширения имеет поперечное сечение, приближенное к треугольному профилю.
Внешние поверхности ребер выполнены скругленными.
Ребра расположены внутри элемента расширения в углах многоугольника.
Ребра выполнены радиально выступающими наружу за элемент расширения.
Ребра имеют переменную толщину.
Элемент расширения и ребра жесткости изготовлены из биосовместимых материалов.
Головка содержит ниппель (одно- или двусторонний клапан).
Место сопряжения концевой насадки и головки с элементом расширения имеет форму, приближенную к треугольному профилю.
Технический результат от использования всей совокупности признаков полезной модели заключается в упрощении конструкции при повышении жесткости в исходном состоянии, обеспечении хорошей стабилизации и фиксации положения и формы сломанных трубчатых костей. Также технический результат заключается в возможности имплантации стержня без значительных повреждений в медуллярной полости, при этом его фиксация обеспечивается без термического стресса в кости и костном мозге и снижается, таким образом, риск инфекции.
Технический результат также заключается в минимизации повреждений костного мозга при переходе стержня в расширенное состояние и при обратном сужении, а также возможность снижения повреждений костномозгового канала за счет уменьшения максимальной величины давления на его поверхность, что обусловлено выполнением поперечного сечения элемента расширения приближенным к треугольному профилю.
Фиг.1 - общий вид стержня
Фиг.2 - продольное сечение стержня
Фиг.3 - сечение А-А фиг.2 в исходном и расширенном положении.
Стержень для фиксации положения и формы трубчатых костей, содержит элемент расширения 1, расположенный вдоль продольной оси стержня. Элемент расширения 1 выполнен в виде полой трубки с ребрами 2, расположенными вдоль продольной оси. Элемент расширения 1 и ребра жесткости 2 изготовлены из различных биосовместимых материалов. Элемент расширения 1 выполнен с возможностью наполнения его внутренней полости и увеличения его поперечного сечения в радиальном направлении. В исходном состоянии элемент расширения 1 имеет поперечное сечение, приближенное к треугольному профилю.
Ребра 2 могут быть сформированы вместе с элементом расширения 1 или жестко соединенными с ним. Внешние поверхности ребер 2 выполнены скругленными (см. фиг.2), что снижает травмирование костного мозга и костного материала. Ребра 2 могут быть расположены внутри элемента расширения 1 в углах треугольника, при этом углы 3 выполнены скругленными для уменьшения максимальной величины давления на поверхность костномозгового канала. Ребра 2 могут иметь переменную толщину вдоль поверхности элемента расширения.
Ребра могут быть выполнены радиально выступающими наружу за элемент расширения.
Стержень содержит также головку 4 и концевую насадку 5, расположенные соответственно на проксимальном и дистальном концах стержня. Место сопряжения концевой насадки 5 и головки 4 с элементом расширения 1 имеет форму, приближенную к треугольной, такую же, как и элемент расширения 1 в исходном состоянии.
Головка 3 предназначена для установки в ней ниппеля (одно- или двустороннего клапана), который обеспечивает поступление внутрь элемента расширения 1 жидкости (предпочтительно физиологического раствора).
Использование стержня осуществляется следующим образом.
Предварительно стержень находится в сжатом состоянии, так что при введении его в костномозговой канал костные ткани практически не повреждаются. Далее стержень проводят через костномозговой канал проксимального или дистального отломков и устанавливают его в разрушенной части кости. Под контролем ЭОПа выполняют подачу жидкости (физиологического раствора) в элемент расширения 1 стержня, контролируя давление - 30-70 атмосфер, но не более 70 атмосфер. Данная процедура абсолютно безопасна. Так как жидкость является несжимаемой средой, то любая утечка приводит к сбросу давления без риска для пациента. В результате поперечное сечение элемента расширения увеличивается в радиальном направлении. Максимальный наружный размер поперечного сечения элемента расширения может быть несколько большим, чем соответствующий размер окружности, описанной вокруг вершин ребер 2.
При подаче жидкости в стержень обеспечивают равномерное давление, оказываемое через внешние поверхности ребер 2 элемента расширения 1 на ответные контактные поверхности кости за счет равномерного и постепенного увеличения поперечного размера элемента расширения. При этом стержень принимает форму в соответствии с внутренним диаметром интрамедуллярного канала. Крепление стержня внутри кости осуществляют за счет увеличения поперечного размера элемента расширения 1 стержня в соответствии с внутренним диаметром интрамедуллярного канала и плотного контакта наружной поверхности ребер стержня с ответной контактной поверхностью кости.
Таким образом, достигается прочная фиксация основных костных отломков. Стержень может быть использован в травматологии, хирургии и для других медицинских целей (например для упрочнения кости при остеопорозе).
Все элементы стержня могут быть изготовлены с использованием современного оборудования.