RU103720U1

RU103720U1 - INTRAMEDOLLARY FIXator FOR SURGICAL TREATMENT OF NEO-ARTICULAR FRACTURES OF TUBULAR BONE

Info

Publication number: RU103720U1
Application number: RU2010144367/14U
Authority: RU
Inventors: Андрей Рашитович Комков
Original assignee: Общество с ограниченной ответственностью "Научно-производственная компания "СИНТЕЛ"; Общество с ограниченной ответственностью "ОСТЕОМЕД-М"
Priority date: 2010-11-01
Filing date: 2010-11-01
Publication date: 2011-04-27

Abstract

1. Интрамедуллярный фиксатор для хирургического лечения околосуставных переломов трубчатой кости, выполненный в виде изогнутой титановой спицы, отличающийся тем, что спица изогнута в форме витой цилиндрической пружины, витки которой параллельны друг другу и расположены под углом 30-50° к оси, а концевая часть дистального витка выполнена заостренной. !2. Интрамедуллярный фиксатор по п.1, отличающийся тем, что конечная часть проксимального витка снабжена Т-образным рычагом. ! 3. Интрамедуллярный фиксатор по п.1 или 2, отличающийся тем, что для лечения переломов плечевой кости наружный диаметр витков составляет 8-12 мм. 1. An intramedullary retainer for the surgical treatment of periarticular fractures of the tubular bone, made in the form of a bent titanium needle, characterized in that the needle is curved in the form of a twisted coil spring, the turns of which are parallel to each other and are located at an angle of 30-50 ° to the axis, and the end part distal coil is made pointed. ! 2. The intramedullary latch according to claim 1, characterized in that the final part of the proximal turn is equipped with a T-shaped lever. ! 3. The intramedullary fixator according to claim 1 or 2, characterized in that for the treatment of fractures of the humerus, the outer diameter of the turns is 8-12 mm.

Description

Полезная модель относится к области травматологии и ортопедии, и может быть использована для остеосинтеза при хирургическом лечении больных с околосуставными переломами трубчатых костей, преимущественно костей, не несущих значительной осевой нагрузки, в частности с переломами проксимального отдела плечевой кости. Полезная модель может быть использована также и в ветеринарии.The utility model relates to the field of traumatology and orthopedics, and can be used for osteosynthesis in the surgical treatment of patients with periarticular fractures of the tubular bones, mainly bones that do not carry significant axial load, in particular with fractures of the proximal humerus. The utility model can also be used in veterinary medicine.

До настоящего времени актуальной проблемой травматологии остается лечение околосуставных переломов трубчатых костей, таких как перелом проксимального отдела плечевой кости. Перелом этой локализации наиболее часто встречается в пожилом возрасте и занимает по медико-социальному значению 2-е место после перелома шейки бедренной кости. До 75% переломов проксимального отдела плечевой кости возникают у пациентов в возрасте старше 60 лет. Для таких пациентов на первое место выходят малоинвазивные хирургические методы лечения.To date, the treatment of periarticular fractures of the tubular bones, such as a fracture of the proximal humerus, remains an urgent problem in traumatology. Fracture of this localization is most common in old age and takes 2nd place in medical and social importance after a fracture of the femoral neck. Up to 75% of fractures in the proximal humerus occur in patients over the age of 60. For such patients, minimally invasive surgical methods of treatment come first.

Широко известный способ чрезкожной фиксации пучком спиц (Margo Arterior №5-6/2001, с.10) мало подходит для переломов проксимального отдела плечевой кости, особенно для лиц, страдающих остеопорозом, так как вероятность миграции спиц в этом случае достаточно высока.The widely known method of percutaneous fixation with a bunch of knitting needles (Margo Arterior No. 5-6 / 2001, p.10) is not very suitable for fractures of the proximal humerus, especially for people suffering from osteoporosis, since the likelihood of knitting needles in this case is quite high.

Использование для фиксации титановой пластины с угловой стабильностью (см. там же, стр.13-16) эффективно лишь для пациентов молодого и среднего возраста с нормальной минеральной плотностью костной ткани. Возраст свыше 60 лет, остеопения, сложный характер перелома отрицательно влияют на исходы остеосинтеза проксимального отдела плечевой кости пластинами и винтами. Данный метод остеосинтеза при наличии остеопении часто не позволяет получить достаточно стабильной фиксации. Авторы приходят к заключению, что тактика хирургического лечения пожилых пациентов с переломами проксимального отдела плеча должна заключаться в выборе наиболее щадящего и одновременно надежного метода фиксации.Use for fixing a titanium plate with angular stability (see ibid., Pp. 13-16) is effective only for young and middle-aged patients with normal bone mineral density. Over 60 years of age, osteopenia, and the complex nature of the fracture negatively affect the outcomes of osteosynthesis of the proximal humerus with plates and screws. This method of osteosynthesis in the presence of osteopenia often does not allow to obtain a sufficiently stable fixation. The authors conclude that the tactics of surgical treatment of elderly patients with fractures of the proximal shoulder should be to choose the most gentle and at the same time reliable method of fixation.

Известен интрамедуллярный имплантат, содержащий металлическое тело, состоящий из вязкой сердцевины, промежуточного упрочненного слоя, внутреннего диэлектрического биоинертного слоя, наружного диэлектрического биоактивного слоя, состоящего из кальций фосфатного покрытия (патенты на полезную модель RU 89810 и RU 66938). Интрамедуллярный имплантат по первому патенту имеет общую длину L 50-200 мм, наружный диаметр S 1-3 мм, изогнут диаметром D 5-100 мм и имеет количество витков 1-40. Имплантат по второму патенту имеет общую длину L 100-600 мм, наружный диаметр S 1-3 мм, изогнут диаметром D 10 -100 мм и имеет количество витков 1-20. Интрамедуллярный имплантат вводят в костномозговой канал трубчатой кости через метафизарную зону путем прокола. Имлантаты предназначены для проведения стимуляции остеогенеза за счет создаваемого механического напряжения. Мезенхимальные стволовые клетки, находящиеся в костном мозге при включении их в пористое кальций фосфатное покрытие имплантата проявляют свой остеогенный потенциал. Происходит регулирование поверхностной энергии имплантата путем создания зон механических разнознаковых напряжений (растяжение-сжатие), величина и знак которых регулируется за счет выбора предлагаемого радиуса кривизны имплантата. Таким образом, регулируется клеточная адгезия (гидрофильность, гидрофобность) и другие биологические процессы на границе раздела имплантат - окружающая среда.A known intramedullary implant containing a metal body consisting of a viscous core, an intermediate hardened layer, an internal dielectric bioinert layer, an external dielectric bioactive layer consisting of calcium phosphate coating (utility model patents RU 89810 and RU 66938). The intramedullary implant according to the first patent has a total length of L 50-200 mm, an outer diameter S 1-3 mm, curved with a diameter D 5-100 mm and has a number of turns 1-40. The implant according to the second patent has a total length L of 100-600 mm, an outer diameter of S 1-3 mm, curved with a diameter of D 10 -100 mm and has a number of turns 1-20. An intramedullary implant is inserted into the bone marrow canal of the tubular bone through a metaphysical zone by puncture. Implants are designed to stimulate osteogenesis due to the generated mechanical stress. Mesenchymal stem cells located in the bone marrow when they are incorporated into the porous calcium phosphate coating of the implant show their osteogenic potential. The implant surface energy is regulated by creating zones of mechanical stresses of different signs (tension-compression), the magnitude and sign of which is regulated by choosing the proposed radius of curvature of the implant. Thus, cell adhesion (hydrophilicity, hydrophobicity) and other biological processes at the implant-environment interface are regulated.

Если поверхностная энергия имплантата с кальций фосфатным покрытием выше поверхностного натяжения окружающей имплантат ткани костного мозга, поверхность покрытия становиться смачиваемой, что приводит к повышению клеточной адгезии. Это в сочетании с созданием зон механических разнознаковых напряжений на границе раздела имплантат - окружающая ткань является управляющим параметром разноуровневого построения биологических тканей от молекулярных процессов на границе контакта за счет наноуровневой структуры поверхности от 50 до 800 нм, микроуровневой от 100 до 500 мкм для управления клеточным поведением до конечного развития костной ткани. Величина и характер напряжения также определяют величину и характеристику вышеописанных управляющих параметров, влияющих на развитие костной ткани. В свою очередь, величина и характер напряжения зависят от геометрических параметров имплантата.If the surface energy of the calcium phosphate-coated implant is higher than the surface tension of the bone marrow tissue surrounding the implant, the surface of the coating becomes wettable, which leads to increased cell adhesion. This, combined with the creation of zones of mechanical stresses of different signs at the implant-surrounding interface, is a control parameter for the multilevel construction of biological tissues from molecular processes at the contact boundary due to the nanoscale surface structure from 50 to 800 nm, microlevel from 100 to 500 microns to control cellular behavior to the final development of bone tissue. The magnitude and nature of the stress also determines the magnitude and characteristic of the above control parameters that affect the development of bone tissue. In turn, the magnitude and nature of the stress depends on the geometric parameters of the implant.

Т.е. длина, диаметр изгиба и число витков имплантата выбирается исходя из условий создания требуемых разнознаковых напряжений.Those. the length, diameter of the bend and the number of turns of the implant is selected based on the conditions for the creation of the required different sign stresses.

Описанный интрамедуллярный имплантат не позволяет проводить стабилизацию сломанных фрагментов кости, а является стимулятором процесса остеогенеза. Он вводится в костномозговой канал трубчатой кости через метаэпифизарную зону, что вызывает повреждение вращательной манжеты плечевого сустава, субакромиальный импинджмент-синдром, повреждение ростковой зоны у пациентов детского и юношеского возраста. Имплантат используется только для активации клеток костного мозга и предполагает дополнительную стабилизацию сломанных фрагментов кости другим имплантатом (пластина, штифт) или аппаратом внешней фиксации, вызывая дополнительную травматизацию костно-мышечной ткани у пострадавших пациентов, что негативно сказывается на процессе консолидации у пациентов старшей возрастной группы.The described intramedullary implant does not allow stabilization of broken bone fragments, but is a stimulator of the osteogenesis process. It is introduced into the medullary canal of the tubular bone through the metaepiphyseal zone, which causes damage to the rotational cuff of the shoulder joint, subacromial impingement syndrome, and damage to the growth zone in children and adolescents. The implant is used only for activation of bone marrow cells and involves additional stabilization of broken bone fragments with another implant (plate, pin) or external fixation device, causing additional trauma to the musculoskeletal tissue in affected patients, which negatively affects the consolidation process in patients of the older age group.

Известен фиксатор для остеосинтеза переломов проксимального отдела бедренной кости (RU 94444). Фиксатор представляет собой металлический гладкий стержень с тремя участками разноразмерной резьбы. Один конец стержня заострен для ввода в канал и ввинчивания в губчатую ткань головки кости. Второй участок резьбы фиксируется в более плотной кости вертикальной области и кортикальной пластинке, а третий участок резьбы предназначен для крепления во внешней опоре, в качестве которой используются элементы аппарата Илизарова. За счет разноразмерной и разношаговой резьбы создается межфрагментарная компрессия зоны перелома. Этот интрамедуллярный фиксатор надежно стабилизирует отломки кости только если минеральная плотность головки кости достаточно плотная. Для фиксации рыхлой костной ткани размер резьбы (высота и шаг) на конце стержня должен быть увеличен, но это увеличение ограничено диаметром стержня, который должен быть меньше размеров костного канала трубчатой кости.Known fixative for osteosynthesis of fractures of the proximal femur (RU 94444). The latch is a smooth metal rod with three sections of different sized threads. One end of the rod is pointed for insertion into the canal and screwing into the spongy tissue of the bone head. The second thread section is fixed in a denser bone of the vertical region and the cortical plate, and the third thread section is intended for fastening in an external support, which uses elements of the Ilizarov apparatus. Due to the multi-sized and multi-step threading, interfragmental compression of the fracture zone is created. This intramedullary fixator reliably stabilizes bone fragments only if the mineral density of the bone head is sufficiently dense. To fix loose bone tissue, the thread size (height and pitch) at the end of the shaft should be increased, but this increase is limited by the diameter of the shaft, which should be smaller than the size of the bone channel of the tubular bone.

В качестве прототипа как наиболее близкий по назначению, функции и существенным признакам выберем фиксатор, описанный в работе (Э.И.Солод, А.Ф.Лазарев, В.М.Николаев Напряженный остеосинтез проксимального отдела плечевой кости в пожилом возрасте. «Клиническая геронтология», т.9, №6, 2003 г.). Фиксация отломков производится парой изогнутых Y-образных титановых спиц, расположенных в двух взаимно перпендикулярных плоскостях. Концы спиц, скользя и изгибаясь в костномозговом канале плечевой кости, проходят через линию перелома и доходят до субхондрального слоя головки плечевой кости. Таким образом, помимо первичного напряжения концов Y-образной спицы, создается вторичное напряжение при изгибании концов спицы в костномозговом канале. Первичное и вторичное напряжения обеспечивают стабильность фиксации. Основным недостатком фиксатора-прототипа является сложность и трудоемкость проведения изогнутых спиц по костно-мозговому каналу. Концы изогнутых спиц, проходя по каналу, упираются в его стенки и стремятся разогнуться, что может привести к заклиниванию спицы в канале. Кроме того, для осуществления остеосинтеза и достижения стабильности в месте перелома необходимо введение пучков (2-3) Y-образных спиц через 2-3 перфорационных отверстий, что приводит к дополнительной травматизации костной ткани. При данной методике существует угроза миграции спиц с повреждением важных сосудисто-нервных образований.As a prototype, as the closest in purpose, function and essential features, we will choose the fixator described in the work (E.I. Solod, A.F. Lazarev, V.M.Nikolaev Intense osteosynthesis of the proximal humerus in old age. "Clinical gerontology ”, Vol. 9, No. 6, 2003). Fragments are fixed by a pair of curved Y-shaped titanium spokes located in two mutually perpendicular planes. The ends of the spokes, sliding and bending in the medullary canal of the humerus, pass through the fracture line and reach the subchondral layer of the head of the humerus. Thus, in addition to the primary tension of the ends of the Y-shaped knitting needle, secondary stress is created when the ends of the knitting needle are bent in the medullary canal. Primary and secondary stresses ensure stability of fixation. The main disadvantage of the retainer-prototype is the complexity and complexity of conducting curved knitting needles along the bone marrow canal. The ends of the bent spokes, passing through the channel, abut against its walls and tend to bend, which can lead to jamming of the spoke in the channel. In addition, for the implementation of osteosynthesis and stability at the fracture site, the introduction of bundles of (2-3) Y-shaped spokes through 2-3 perforations is necessary, which leads to additional trauma to the bone tissue. With this technique, there is a threat of migration of spokes with damage to important neurovascular formations.

Таким образом, задачей полезной модели является разработка фиксатора для малоинвазивной и надежной фиксации оклолосуставного перелома трубчатой кости, в частности перелома проксимального отдела плечевой кости для пациентов любого возраста и с различным состоянием костной ткани.Thus, the objective of the utility model is to develop a fixative for minimally invasive and reliable fixation of the periarticular fracture of the tubular bone, in particular, a fracture of the proximal humerus for patients of any age and with different state of bone tissue.

Техническим результатом полезной модели является упрощение и облегчение введения фиксатора в костный канал при надежной стабилизации костных фрагментов.The technical result of the utility model is to simplify and facilitate the insertion of a fixative into the bone canal with reliable stabilization of bone fragments.

Для достижения указанного результата интрамедуллярный фиксатор, как и прототип, представляет собой изогнутую титановую спицу. В отличие от прототипа спица изогнута в форме витой цилиндрической пружины, витки которой параллельны друг другу и расположены под углом 30-50 градусов к оси, а дистальный виток выполнен с заостренной концевой частью.To achieve this result, the intramedullary retainer, like the prototype, is a curved titanium spoke. Unlike the prototype, the spoke is curved in the form of a twisted coil spring, the turns of which are parallel to each other and are located at an angle of 30-50 degrees to the axis, and the distal turn is made with a pointed end part.

Для закручивания конструкции в костномозговой канал без дополнительных инструментов конечная часть проксимального витка заканчивается Т-образным рычагом.To twist the structure into the medullary canal without additional tools, the final part of the proximal turn ends with a T-shaped lever.

Интрамедуллярный фиксатор для лечения переломов плечевой кости имеет внешний диаметр витков 8-12 мм.The intramedullary fixative for the treatment of fractures of the humerus has an external diameter of 8-12 mm.

Полезная модель иллюстрируется графическими материалами. На фиг.1 представлен внешний вид заявляемого интрамедуллярного фиксатора. На фиг.2 в увеличенном масштабе приведен разрез фиксатора по А-А.The utility model is illustrated with graphic materials. Figure 1 presents the appearance of the claimed intramedullary retainer. Figure 2 on an enlarged scale shows a section of the retainer along aa.

Предлагаемый фиксатор представляет собой спицу из биоинертного титанового сплава сечением S. Спица изогнута в виде витой цилиндрической пружины 1. Витки 2 этой пружины параллельны друг другу и имеют во фронтальной плоскости наклон к оси OO₁ фиксатора в пределах угла φ=30-50 градусов. Дистальный виток 3 на конце имеет заострение 4. В данной конкретной конструкции заострение выполнено как срез спицы под углом 30 градусов. Проксимальный виток 5 на конце снабжен Т-образным рычагом 6. Наиболее просто рычаг 6 выполнить как изгиб той же спицы, что и показано на фиг.1.The proposed latch is a spoke of a bioinert titanium alloy with section S. The spoke is bent in the form of a twisted cylindrical spring 1. The turns 2 of this spring are parallel to each other and have an inclination in the frontal plane to the axis OO ₁ within the angle φ = 30-50 degrees. The distal turn 3 at the end has a taper 4. In this particular design, the taper is made as a cut of a spoke at an angle of 30 degrees. The proximal coil 5 at the end is equipped with a T-shaped lever 6. The most simple lever 6 is to perform as a bend of the same spokes as shown in figure 1.

Угол наклона витков выбран таким образом, чтобы можно было без технических сложностей ввести конструкцию через перфорационное отверстие кортикального слоя диафиза, который имеет размеры от 1,0 до 2,5 мм. При большем шаге, т.е. меньшем угле наклона, фиксатор будет упираться в противоположную внутреннею кортикальную пластинку и не сможет изогнуться по ходу костномозгового канала. При меньшем шаге, т.е. большем угле наклона, фиксатор невозможно будет ввести через наружную кортикальную пластинку диафиза трубчатой кости. Как показали наши эксперименты, витки должны вводиться в костно-мозговой канал под углом 30-50 градусов, чтобы витковый фиксатор беспрепятственно продвигаться в сторону перелома.The angle of inclination of the turns is selected so that it is possible without technical difficulties to enter the structure through the perforation hole of the cortical layer of the diaphysis, which has dimensions from 1.0 to 2.5 mm. With a larger step, i.e. a smaller angle of inclination, the retainer will abut against the opposite inner cortical plate and will not be able to bend along the medullary canal. With a smaller step, i.e. a larger angle of inclination, the retainer cannot be inserted through the outer cortical plate of the tubular bone diaphysis. As our experiments have shown, the coils should be inserted into the bone marrow canal at an angle of 30-50 degrees so that the coil retainer moves unhindered towards the fracture.

Диаметр спицы S для конкретного пациента выбирается из обычных соображений необходимой прочности спицы и малой инвазивности ее введения. Стандартные спицы Киршнера имеют диаметр от 1 мм до 2,5 мм. Именно при таких размерах спицы имеют достаточную эластичность и прочность. В нашем случае диаметр спицы (титановой проволоки), будет определяться анатомическими особенностями субъекта, длиной и шириной поврежденного сегмента, шириной костномозгового канала, мышечным массивом и пр. Т.е. для пациентов астеничного (субтильного) телосложения будет использоваться проволока меньшего диаметра, для которой необходимо меньшее по диаметру перфорационное отверстие в кости, которая и так очень тонкая. Для пациентов нормостеников и гиперстеников (например, крупный мужчина) для получения стабильного остеосинтеза с достаточными деформационными свойствами необходимо выбирать проволоку диаметром 2,0, 2,5 и даже 3,0 мм.The diameter of the spokes S for a particular patient is selected from the usual considerations of the necessary strength of the spokes and low invasiveness of its introduction. Standard Kirchner spokes have a diameter of 1 mm to 2.5 mm. It is with these sizes that the spokes have sufficient elasticity and strength. In our case, the diameter of the spoke (titanium wire) will be determined by the anatomical features of the subject, the length and width of the damaged segment, the width of the medullary canal, muscle mass, etc. for patients with asthenic (slender) physique, a smaller diameter wire will be used, for which a smaller diameter perforation hole in the bone, which is already very thin, is required. For patients with normosthenics and hypersthenics (for example, a large man), to obtain stable osteosynthesis with sufficient deformation properties, it is necessary to choose a wire with a diameter of 2.0, 2.5 and even 3.0 mm.

Внешний диаметр витков фиксатора зависит от ширины костномозгового канала, в который завинчивается конструкция. Человеческая анатомия такова, что в мелких трубчатых костях (кисть, стопа) костномозговой канал может быть от 1-2 мм, в плечевой кости костномозговой канал имеет диаметр от 8 мм до 12 мм. В более крупных трубчатых костях (бедренная, болыпеберцовая), соответственно до 14 мм. В связи с этим для лечения переломов плечевой кости предполагается промышленное изготовление конструкций с 3-мя внешними диаметрами (8, 10, 12 мм). Подбор необходимого фиксатора осуществляется в предоперационном периоде известным образом (так подбираются эндопротезы суставов, штифты и пр.) по рентгенологическим снимкам здоровой конечности с использованием прозрачных шаблонов пружины.The external diameter of the turns of the fixer depends on the width of the medullary canal into which the structure is screwed. The human anatomy is such that in small tubular bones (hand, foot), the medullary canal can be from 1-2 mm, in the humerus, the medullary canal has a diameter of 8 mm to 12 mm. In larger tubular bones (femur, tibia), respectively, up to 14 mm. In this regard, for the treatment of fractures of the humerus, it is assumed the industrial production of structures with 3 external diameters (8, 10, 12 mm). The selection of the necessary fixator is carried out in the preoperative period in a known manner (this is how joint prostheses, pins, etc. are selected) according to radiological images of a healthy limb using transparent spring templates.

Общая длина L витковой части фиксатора выбирается для каждого конкретного пациента с учетом места перелома. Как показали наши исследования, для достижения угловой стабильности необходимо, чтобы 2/3 длины фиксатора располагалось в костномозговом канале, а 1/3 длины в губчатом веществе головки (проведены стендовые технические испытании к нагрузкам на угловую деформацию и на растяжение). Угловая деформация фиксатора возникает при нагрузке свыше 35 кГс, а деформация на растяжение - свыше 73 кГс. Только при условиях 2/3+1/3 мы можем получить стабильный остеосинтез, который позволит пациентам на 2-3 сутки после операции приступить к реабилитационным мероприятиям без риска смещения костных фрагментов. Таким образом, общая длина L должна обеспечивать возможность ввести 1/3 часть фиксатора в головку кости. Фиксатор, изображенный на фиг.1 имеет длину L=165 мм, что вполне достаточно для костей любого крупного человека. Как будет показано ниже, регулировка реальной длины фиксатора проводится непосредственно во время операции, лишний участок дистального конца фиксатора просто откусывается.The total length L of the coil part of the retainer is selected for each individual patient, taking into account the fracture site. As our studies have shown, in order to achieve angular stability, it is necessary that 2/3 of the length of the retainer are located in the medullary canal, and 1/3 of the length in the spongy substance of the head (bench technical tests were carried out for stress loads and angular deformation). The angular deformation of the retainer occurs at a load of more than 35 kG, and tensile deformation - more than 73 kG. Only under 2/3 + 1/3 conditions can we get stable osteosynthesis, which will allow patients to start rehabilitation measures 2-3 days after surgery without the risk of bone fragments displacement. Thus, the total length L should provide the ability to introduce 1/3 of the retainer into the bone head. The latch shown in figure 1 has a length of L = 165 mm, which is quite enough for the bones of any large person. As will be shown below, the adjustment of the real length of the latch is carried out directly during the operation, the excess portion of the distal end of the latch simply bites off.

При указанных диаметре витков, длине фиксатора, и угле наклона витков изогнутая витковая часть фиксатора будет иметь 10-18 витков.With the indicated diameter of the turns, the length of the retainer, and the angle of inclination of the turns, the curved coil part of the retainer will have 10-18 turns.

Предлагаемый интрамедуллярный фиксатор предназначен для ретроградного введения в костномозговой канал через перфорационное отверстие диафиза плечевой кости. После предварительной закрытой репозиции отломков под контролем С-дуги выполняют разрез кожи 2-3 см и вводят спицу Киршнера через кортикальный слой наружной поверхности верхней трети плечевой кости под углом 45°, по направлению к головке. Канюлированным сверлом диаметром 6 мм расширяют перфорационное отверстие и с помощью рычага 6 завинчивают фиксатор в интрамедуллярный канал до субхондрального слоя головки плечевой кости. При дальнейшем завинчивании заостренный конец 4 дистального витка 3 проникает в губчатую головку кости. В связи с тем, что предлагаемая конструкция обладает эластичностью, растяжимостью за счет витков, а также достаточной угловой стабильностью (проведены стендовые испытания), то после прохождения костномозгового канала витки принимают свою первоначальную форму и надежно фиксируются в губчатом веществе головки плечевой кости по принципу «штопор-пробка». Оставшуюся часть титановой спиралевидной конструкции вместе с Т-образным рычагом скусывают субкортикально. Для создания достаточной угловой стабильности необходимо чтобы 2/3 части спирали располагались в костномозговом канале, а 1/3 в губчатом веществе головки плечевой кости. Изогнутые витки препятствуют миграции спицы, обеспечивая надежную фиксацию отломков кости.The proposed intramedullary fixator is intended for retrograde insertion into the medullary canal through the perforation hole of the humerus diaphysis. After preliminary closed reposition of fragments under the control of the C-arc, a skin incision of 2–3 cm is performed and the Kirschner needle is inserted through the cortical layer of the outer surface of the upper third of the humerus at an angle of 45 ° towards the head. A cannulated drill with a diameter of 6 mm widens the perforation hole and, using the lever 6, screw the latch into the intramedullary canal to the subchondral layer of the humeral head. With further screwing, the pointed end 4 of the distal turn 3 penetrates the spongy head of the bone. Due to the fact that the proposed design has elasticity, extensibility due to the coils, and also sufficient angular stability (bench tests were performed), then after passing through the bone marrow canal, the coils take their original shape and are firmly fixed in the spongy substance of the humerus head according to the principle of “corkscrew -bung". The remaining part of the titanium spiral structure together with the T-shaped lever is bitten subcortically. To create sufficient angular stability, it is necessary that 2/3 of the spiral are located in the medullary canal, and 1/3 in the spongy substance of the head of the humerus. Curved turns prevent the migration of the spokes, providing reliable fixation of bone fragments.

Заявляемый титановый витковый фиксатор использован у 28 больных с переломами проксимального отдела плечевой кости. Время оперативного вмешательства составляло 20-35 мин., что имеет большое значение при оперативном вмешательстве у людей пожилого и старческого возраста. Полная консолидация перелома достигнута у всех пациентов в сроки до 1,5 мес. Оценка функциональных результатов проводилась по модифицированной нами системе American Shoulder and Elbow surgeons, получены отличные и хорошие результаты лечения с применением интрамедуллярного виткового фиксатора у 100% пациентов.The inventive titanium coil retainer was used in 28 patients with fractures of the proximal humerus. The time of surgical intervention was 20-35 min., Which is of great importance during surgical intervention in people of advanced and senile age. Full consolidation of the fracture was achieved in all patients in the period up to 1.5 months. Evaluation of the functional results was carried out according to the American Shoulder and Elbow surgeons system modified by us; excellent and good treatment results were obtained with the use of an intramedullary coil fixator in 100% of patients.

Claims

1. An intramedullary retainer for the surgical treatment of periarticular fractures of the tubular bone, made in the form of a bent titanium needle, characterized in that the needle is curved in the form of a twisted coil spring, the turns of which are parallel to each other and are located at an angle of 30-50 ° to the axis, and the end part distal coil is made pointed.

2. The intramedullary latch according to claim 1, characterized in that the final part of the proximal turn is equipped with a T-shaped lever.

3. The intramedullary fixator according to claim 1 or 2, characterized in that for the treatment of fractures of the humerus, the outer diameter of the turns is 8-12 mm.