Эндопротез сустава пальца кисти

 

Использование: в медицине для эндопротезирования сустава пальца кисти. Сущность: эндопротез сустава пальца кисти содержит стержень из эластичного материала. Стержень имеет уширенную центральную часть с выемкой и концы, армированные металлическими стержнями. В выемке размещен гидрофильный пенопласт.5 ил.

Изобретение относится к медицинской технике, а конкретно к имплантируемым суставам пальцев кисти.

Известны различные типы эндопротезов суставов пальцев кисти. Шарнирные металлические и полимерные эндопротезы, предложенные (1,2) другими авторами, сложны в изготовлении, так как состоят из нескольких деталей, высок процент повреждения этих протезов. Другой тип эндопротезов эндопротезы из эластичного материала.

Эндопротез сустава пальца кисти (3) взят авторами за прототип. Он представляет собой стержень из эластичного материала, имеющий уширенную центральную часть с выемкой и концы, армированные металлическими стержнями.

Самым существенным недостатком этого эндопротеза является то, что после внедрения эндопротеза в организм полость в выемке центральной рабочей части эндопротеза уже в раннем послеоперационном периоде заполняется грануляционной тканью с последующим метаморфозом в грубоволокнистую рубцовую ткань, что является препятствием для движений сустава в полном объеме.

Задача изобретения увеличение объема движений эндопротезированного сустава за счет предотвращения заполнения выемки эндопротеза соединительной тканью, а также создания оптимальных условий для заживления послеоперационной раны.

Эта задача решается за счет того, что пространство выемки замещено гидрофильным пенопластом биосовместимым полимером, который может менять свой объем в широких пределах.

Среди решений, известных медицине, нет данных о применении при протезировании суставов пальцев кисти комбинированных эндопротезов, состоящих из двух материалов с различной степенью упругости: с тыльной стороны - эластичного материала в виде силиконовой резины, а с ладонной биосовместимым полимером, в качестве которого используется гидрофильный пенопласт со степенью упругости, большей, чем у силиконовой резины. Эти отличительные признаки проявляют иные свойства, чем в известных решениях: предотвращается врастание соединительной ткани в выемке эндопротеза, благодаря чему формируется капсула, не ограничивающая функцию эндопротеза, причем гидрофильный пенопласт не влияет на функционирование силиконового компонента эндопротеза. Кроме того) в связи с тем, что нет необходимости начинать раннюю разработку движений сустава, поскольку биополимер предотвращает появление соединительной ткани в зоне выемки эндопротеза, создаются оптимальные условия для заживления послеоперационной раны. Следовательно, отличительные признаки в своей совокупности следует признать новыми, а само решение соответствующим критерию "существенное отличие".

Сущность изобретения поясняется чертежами, где на фигуре 1 представлен общий вид эндопротеза в разрезе, на фигуре 2 эндопротез в положении разгибания, на фигуре 3 эндопротез в положении сгибания, на фигуре 4 - распределение сил, действующих на силиконовый компонент эндопротеза, на фигуре 5 схема, поясняющая вычисление силы давления, создаваемой биополимером.

Эндопротез представляет собой стержень 1 из эластичного материала, имеющий уширенную центральную часть 2 с выемкой 3, заполненной гидрофильным пенопластом 4, кольцевые канавки 5 для закрепления в костно-мозговых каналах. Концы стержня армированы металлическими стержнями 6. При эндопротезировании вскрывается пястнофаланговый или межфаланговый сустав, производится поперечная резекция головки пястной кости и основания основной фаланги с образованием диастаза. Конусовидными фрезами расширяют костно-мозговые мозговые каналы, в которые вставляют концы стержня 1, совмещая уширенную центральную часть 2 уровнем естественного сустава. Концы стержня 1 удерживаются в каналах за счет прорастания костной ткани в канавки 5. Внедренный биополимер не препятствует движениям /сгибанию, разгибанию/ эндопротезированного пальца, что подтверждается следующими расчетами: При полном сгибании эндопротеза до смыкания ножек, т.е. при возможном сгибании в суставе до 70-65^o, объем биополимера уменьшается в 2 раза /см. фиг. 2,3/. Объем биополимера в положении разгибания эндопротеза /см. фиг. 2/ V₁ определяется по формуле Объем биополимера в положении сгибания индопротеза /см. фиг. 3/ - V₂ определяется по формуле V₂ = πr²h Учитывая, что длина полуокружности торцовой части биополимера в положении разгибания эндопротеза равна длине окружности торцовой части в положении сгибания 2πr = πR и, следовательно, радиус окружности биополимера равен 1/2 радиуса полуокружности и, следовательно, объем биополимера в положении разгибания V₁=2V₂.

Экспериментальными исследованиями установлено, что уменьшение объема биополимера в 2 раза происходит при давлении 14 кг/см² /исследования проведены в лаборатории сопротивления полимеров ИХРАН/. Объем движений в эндопротезированном суставе в оптимальном случае достигает 90^o, а в среднем составляет 30-40^o, поэтому сжатие биополимера происходит на 60-70% При этом биополимер оказывает давление соответственно 4 и 1,5 кг/см² /определено в эксперименте/.

Результирующая сила давления /F/ биополимера на силиконовый компонент определяется F=2p·r·h /см. фиг. 4/, где: r радиус торцовой части биополимера в положении сгибания эндопротеза; h высота цилиндра биополимера; p давление.

Предполагается, что давление, производимое на силиконовый компонент, одинаково во всех точках боковой поверхности цилиндра и равно p. Вращающий момент относительно точки O'/см. фиг.5/ создает только составляющая силы давления вдоль оси OY (Fy).

dF = p·r·d·ϕ·h; dF_y= p·r·d·ϕ·h·sinϕ; где dF сила давления на площадку r·dϕ·h; dFy проекция силы dF на ось ОУ; Fy составляющая сил давления вдоль оси ОУ.

В положении сгибания эндопротеза момент силы Fy относительно точки О' равен моменту внешней силы F'.

M_Fy=F_yl;
M_F'=F'·L;
Fy·l=F'·L;

где M_Fy момент составляющей сил давления Fy;
M_F' момент внешней силы F';
l плечо силы Fy;
L плечо силы F'
Для стандартных эндопротезов отношение постоянно и равно 0,1.

Таким образом: F' 2 · 14 · 0,1 · 1,2 · 0,1 34 кГ (3,4 н) при максимальном /в 2 раза/ сжатии биополимера.

При оптимальном результате эндопротезирования сгибании в эндопротезированном суставе до угла 90^o
F'= 2 · 4 · 0,1 · 1,2 · 0,1 0,1 кГ (1 н)
При сгибании в эндопротезированном суставе до 40^o
F' 2 · 1,5 · 0,1 · 1,2 · 0,1 0,06 кГ (0,6 н).

Т. е. сила давления биополимера на силиконовый компонент значительно меньше силы эндопротезированного пальца, которая в среднем составляет 2-3 кГ / 20-30 н/ и, следовательно, не может препятствовать движениям эндопротеза.

Клинический пример: Больной Ч. 16 лет, поступил в отделение хирургии кисти и микрохирургии НИИТО по поводу фиброзного анкилоза проксимального межфалангового сустава 2 пальца правой кисти, сформировавшегося после полученного 8 месяцев назад в результате травмы открытого перелома головки основной фаланги 2 пальца с повреждением сухожилия разгибателя. При поступлении средняя фаланга установлена в положении разгибания, движений нет. На рентгенограмме явления деформирующего артроза, конгруентность суставных поверхностей нарушена. Произведено эндопротезирование поврежденного сустава разработанным эндопротезом с пенополимером. Сделан дугообразный разрез кожи на тыльной поверхности проксимального межфалангового сустава, продольный разрез капсулы. Произведена резекция деформированной головки и основания средней фаланги, связанных между собой плотными рубцами. Костно-мозговые каналы средней и основной фаланг растрепанированы конусовидными фрезами. В расширенные костно-мозговые каналы внедрены ножки эндопротеза, уширенная центральная часть, состоящая из двух полимеров, совмещена с уровнем естественного сустава. Послойный шов раны. Наложен гипсовый лонгет. Послеоперационный период протекал без осложнений. Разработка движений начата после снятия швов. Проведен курс физиолечения /фонофорез папаина, ультразвук/. После окончания лечения объем активных движений в эндопротезированном суставе составил 0 70^o, пассивных 0 90^o.

Таким образом разработанный эндопротез может быть применен у больных с различной патологией суставов пальцев кисти: дефектами суставных концов, раздробленными переломами, анкилозами, контрактурами и заболеваниями. Использование предложенного эндопротеза позволяет уменьшить болевой фактор, так как имеется возможность начинать разработку движений в более поздние сроки по сравнению со стандартными за счет формирования вокруг него ровной капсулы без врастания соединительной ткани в выемку эндопротеза. Покой в ранний послеоперационный период создает оптимальные условия для заживления кожной раны.

Разработанный эндопротез применен в клинике у девяти больных с посттравматическими анкилозами пястнофаланговых и проксимальных межфаланговых суставов. Во всех случаях получены хорошие результаты: раны зажили первичным натяжением, восстановилась подвижность в оперированных суставах. Клинический опыт показывает эффективность, экономичность, удобство применения разработанного эндопротеза.

Формула изобретения

Эндопротез сустава пальца кисти, содержащий стержень, выполненный из эластичного материала, имеющий уширенную центральную часть с выемкой, и концы, армированные металлическими стержнями, отличающийся тем, что в выемке размещен гидрофильный пенопласт.

РИСУНКИ

Рисунок 1, Рисунок 2, Рисунок 3, Рисунок 4, Рисунок 5