UA135960U

UA135960U - FIXING ELEMENT FOR OSTEOSYNTHESIS

Info

Publication number: UA135960U
Application number: UAU201901751U
Authority: UA
Inventors: Вадим Миколайович Чорний; Роман Олександрович Мироненко; Сергій Юрійович Цоцорін; Дмитро Ігорович Вініченко
Original assignee: Публічне Акціонерне Товариство "Мотор Січ"
Priority date: 2019-02-20
Filing date: 2019-02-20
Publication date: 2019-07-25

Abstract

Фіксуючий елемент для остеосинтезу, виконаний зі сплаву на основі магнію, містить цирконій, неодим, цинк, срібло, при наступному співвідношенні інгредієнтів, мас. %: цирконій 0,4-1,0 неодим 2,2-2,8 цинк 0,1-0,7 срібло 0,03-0,5 сума домішок ≤0,2 магній решта. Фіксуючий елемент виконаний у вигляді спонгіозного гвинта або кортикального гвинта.The fixing element for osteosynthesis, made of an alloy based on magnesium, contains zirconium, neodymium, zinc, silver, in the following ratio of ingredients, wt. %: zirconium 0.4-1.0 neodymium 2.2-2.8 zinc 0.1-0.7 silver 0.03-0.5 the amount of impurities ≤0.2 magnesium residue. The locking element is made in the form of a spongy screw or a cortical screw.

Description

Корисна модель належить до медицини, а саме ортопедії, травматології та медичної техніки, і може бути використана при проведенні ортопедичних травматологічних операцій, зокрема при остеосинтезі. Для остеосинтезу використовують фіксуючі конструкції, виготовлені з різних матеріалів. Одним з елементів фіксуючих конструкцій Є кісткові гвинти, що застосовуються як самостійні фіксатори або разом з пластинами.The useful model belongs to medicine, namely orthopedics, traumatology and medical technology, and can be used during orthopedic trauma operations, in particular, during osteosynthesis. Fixing structures made of different materials are used for osteosynthesis. One of the elements of fixing structures are bone screws, which are used as independent fixators or together with plates.

Оскільки ендопротези суглобів і гвинти інтегровані в кістково-м'язову систему організму, вони не тільки самі є під впливом постійно виникаючих статичних, циклічних і динамічних механічних навантажень, але й передають ці навантаження на навколишню кісткову тканину.Since joint endoprostheses and screws are integrated into the musculoskeletal system of the body, they are not only themselves under the influence of constantly occurring static, cyclic and dynamic mechanical loads, but also transfer these loads to the surrounding bone tissue.

Тому матеріали, призначені для їхнього виготовлення, повинні мати високий рівень біохімічної й біомеханічної сумісності із тканинами організму, гарними функціональними характеристиками і механічними властивостями, що забезпечують їхню толерантність до кісткової тканини, тобто не повинні її руйнувати, бути нетоксичними. Основними матеріалами, які використовують для виготовлення заглибних імплантатів, є нержавіюча сталь і титанові сплави.Therefore, the materials intended for their manufacture must have a high level of biochemical and biomechanical compatibility with body tissues, good functional characteristics and mechanical properties that ensure their tolerance to bone tissue, that is, they must not destroy it, be non-toxic. The main materials used for the manufacture of deep implants are stainless steel and titanium alloys.

Відомі різні конструкції фіксуючих елементів для остеосинтезу, наприклад, пристрій для кісткової пластини, що має кістковий гвинт для введення в наскрізний отвір (1), або, наприклад, кістковий гвинт із аксіально-двокомпонентною гвинтовою головкою |2|, що має базовий корпус, паралельний поздовжній осі гвинта, та гвинтовий вал, що повинен бути закріплений концентрично в кістці, і головку гвинта.Various designs of fixation elements for osteosynthesis are known, for example a bone plate device having a bone screw for insertion into a through hole (1) or, for example, a bone screw with an axial two-piece screw head |2| having a base body parallel the longitudinal axis of the screw, and the screw shaft, which must be fixed concentrically in the bone, and the screw head.

Застосування фіксаторів подібних конструкцій і матеріалів при остеосинтезі вимагає повторних оперативних втручань, спрямованих на видалення металевих елементів, що виконали свою функцію. Нерідко це є не менш травматичним процесом, чим сам остеосинтез.The use of fixators of similar designs and materials during osteosynthesis requires repeated surgical interventions aimed at removing metal elements that have fulfilled their function. Often this is no less a traumatic process than osteosynthesis itself.

Застосування таких металічних фіксаторів обмежується можливістю бактеріального засівання цих імплантатів. Тривала присутність в організмі людини імплантатів із цих сплавів може привести до накопичення токсичних елементів і металозу. Відзначаються також прояви алергічних і локально дратівних реакцій організму у вигляді асептичного запалення.The use of such metal retainers is limited by the possibility of bacterial seeding of these implants. Long-term presence of implants made of these alloys in the human body can lead to the accumulation of toxic elements and metallosis. Manifestations of allergic and locally irritating body reactions in the form of aseptic inflammation are also noted.

Все більше поширення набувають біорозчинні полімерні матеріали на основі полігліколевої і полімолочної кислоти, наприклад аморфний полімер РІ ГА (ЗІ, (41, (51.Biosoluble polymer materials based on polyglycolic and polylactic acid are becoming more and more widespread, for example, amorphous polymer RI GA (ZI, (41, (51.

Фіксатори, виготовлені з матеріалів подібного типу, добре розчиняються в організмі. До їх недоліків варто віднести те, що після розчинення їх у кістковій тканині залишається порожнина,Fasteners made of materials of this type dissolve well in the body. Their disadvantages include the fact that after their dissolution, a cavity remains in the bone tissue,

Зо що може привести надалі до порушення опорної здатності кістки. Конічна форма гвинта при введенні його в кістку може привести до травмування тканин кістки. Нерідко навколо таких імплантатів спостерігається остеліоз.What can lead to a violation of the bearing capacity of the bone in the future. The conical shape of the screw when it is inserted into the bone can lead to trauma to the bone tissue. Osteolysis is often observed around such implants.

Відомо медичний імплантат для тіла людини або тварини |6Ї, що вибраний за найбільш близький аналог корисної моделі. Імплантат складається щонайменше з магнієвого сплаву.There is a known medical implant for the body of a person or an animal, which is chosen as the closest analog of a useful model. The implant consists of at least a magnesium alloy.

Відповідно до корисної моделі магнієвий сплав містить фракції рідкісноземельних елементів і літію, а також необов'язково ітрій і алюміній. Переважно, магнієвий сплав містить літій у пропорції від 0,01 до 7 95 по масі, алюміній у пропорції від 0,01 до 16 95 по масі, необов'язково ітрій у пропорції від 0,01 до 7 95 по масі й рідкісноземельні елементи в пропорції від 0,01 до 8 Фо за масою.According to a useful model, the magnesium alloy contains fractions of rare earth elements and lithium, as well as optionally yttrium and aluminum. Preferably, the magnesium alloy contains lithium in a proportion of 0.01 to 7 95 by weight, aluminum in a proportion of 0.01 to 16 95 by weight, optionally yttrium in a proportion of 0.01 to 7 95 by weight, and rare earth elements in proportions from 0.01 to 8 Fo by mass.

Перевагою пристроїв для остеосинтезу, виконаних зі сплавів на основі магнію, є те, що вони є біорозчинними в організмі. Однак суттєвою характеристикою таких пристроїв є міра їхньої розчинності в організмі людини. Так, недоліком найбільш близького аналога є недостатній рівень розчинності (14-15 місяців), що призводить до металозу й руйнування кістки. Наявність ітрію значно здорожує виріб, також наявність ітрію й особливо літію приводить до ускладнень внаслідок їхньої токсичності.The advantage of osteosynthesis devices made of magnesium-based alloys is that they are biodissolved in the body. However, an essential characteristic of such devices is their degree of solubility in the human body. Thus, the disadvantage of the closest analogue is the insufficient level of solubility (14-15 months), which leads to metallosis and bone destruction. The presence of yttrium significantly increases the price of the product, and the presence of yttrium and especially lithium leads to complications due to their toxicity.

В основу корисної моделі поставлена задача вдосконалення фіксуючих елементів, що застосовуються при операціях остеосинтезу. Технічним результатом є біодеградування фіксуючих елементів, наприклад гвинтів, зі швидкістю розчинення в організмі 6-12 місяців і зниження їхньої токсичності.The basis of a useful model is the task of improving the fixing elements used in osteosynthesis operations. The technical result is the biodegradation of fixing elements, such as screws, with a rate of dissolution in the body of 6-12 months and a reduction in their toxicity.

В окремому випадку реалізації корисної моделі пропонуються необмежуючі приклади гвинтів з біодеградуючого матеріалу, що забезпечують можливість уникнути повторних операцій з видаленням гвинта, і дають можливість проводити остеосинтез без ускладнень.In a separate case of implementation of a useful model, non-limiting examples of screws made of biodegradable material are offered, which provide an opportunity to avoid repeated operations with the removal of the screw, and make it possible to carry out osteosynthesis without complications.

Поставлена задача вирішується тим, що фіксуючий елемент для остеосинтезу, виготовлений з біодеградуючого ливарного сплаву на основі магнію, відповідно до корисної моделі, містить цирконій, неодим, цинк, срібло при наступному співвідношенні інгредієнтів, мас. 9о:The task is solved by the fact that the fixation element for osteosynthesis, made of a biodegradable casting alloy based on magnesium, according to the useful model, contains zirconium, neodymium, zinc, silver with the following ratio of ingredients, by weight. 9 o'clock:

цирконій 0,4-1,0 неодим 2,2-2,8 инК 0,1-0,7 срібло 0,03-0,5 сума домішок 02 магній решта.zirconium 0.4-1.0 neodymium 2.2-2.8 inK 0.1-0.7 silver 0.03-0.5 the sum of impurities 02 magnesium the rest.

Магній і продукти його біодеградації мають дуже хорошу біосумісність, а пристрої для імплантації на основі магнієвого сплаву, згаданого складу, метаболізуються організмом і не спричиняють при цьому патологічного впливу на навколишні тканини й організм у цілому. Іони магнію Маг", як продукти біодеградації, взаємодіють із фосфат-іонами, які є в органічному тілі, і утворюють шари фосфату магнію, що сприяє формуванню зв'язків між імплантатами й мінеральною фазою новоствореної кісткової тканини (|7|, (8). Надлишок іонів магнію легко виводиться через нирки, а його нетоксичність дає можливість розглядати його як матеріал для імплантату, що може повністю біодеградувати природним шляхом.Magnesium and its biodegradation products have very good biocompatibility, and devices for implantation based on the magnesium alloy of the mentioned composition are metabolized by the body and do not cause pathological effects on the surrounding tissues and the body as a whole. Magnesium ions "Mag", as products of biodegradation, interact with phosphate ions present in the organic body and form layers of magnesium phosphate, which contributes to the formation of connections between implants and the mineral phase of the newly formed bone tissue (|7|, (8). Excess magnesium ions are easily excreted through the kidneys, and its non-toxicity makes it possible to consider it as an implant material that can completely biodegrade naturally.

При введенні мікродобавок срібла підвищується міцність і пластичність сплаву.The introduction of micro-additives of silver increases the strength and plasticity of the alloy.

Мікродобавки срібла подрібнюють структуру сплаву, зменшуючи його розчинність. Таким чином, можна регулювати розчинність і одержувати необхідну тривалість розчинення його в організмі.Micro additives of silver grind the structure of the alloy, reducing its solubility. Thus, it is possible to adjust the solubility and obtain the necessary duration of its dissolution in the body.

До того ж наявність у магнієвому сплаві срібла сприяє підвищенню бактерицидних властивостей пристроїв, що імплантуються. Бактерицидні властивості металевого срібла і його сплавів пов'язані з вивільненням при біорозчиненні іонів срібла Ад' у простір навколо фіксуючого елемента при взаємодії сплавів в електролітичних умовах організму людини або тварин.In addition, the presence of silver in the magnesium alloy helps to increase the bactericidal properties of implantable devices. The bactericidal properties of metallic silver and its alloys are associated with the release during biodissolution of silver ions Ad' into the space around the fixing element when the alloys interact in the electrolytic conditions of the human or animal body.

Кількість іонів срібла, що утворюються при розчиненні, залежить від складу сплаву і його структури. Іншими словами, структура сплаву обумовлює характеристики біорозчинності, механічні і бактерицидні властивості. Саме сукупність інгредієнтів сплаву, що заявляються, і їхнє співвідношення забезпечують досягнення нового технічного результату - одержання ливарного сплаву з розчинністю в організмі людини протягом 6-12 місяців. Це досягається тим, що при заявленому вмісті інгредієнтів утворюється додаткова кількість дрібнозернистих інтерметалідів (М927)2Ма, у яких частина цирконію заміщена на срібло. Ці інтерметаліди рівномірно розподілені по всьому перетині металу й збільшують електрохімічний потенціал між металевою матрицею й інтерметалідами з різними електрохімічними потенціалами, що приводить до збільшення розчинності такого сплаву до необхідного рівня при знаходженні його в організмі. За механічними властивостями сплав є близьким до механічних властивостей кістки.The amount of silver ions formed during dissolution depends on the composition of the alloy and its structure. In other words, the structure of the alloy determines the characteristics of biosolubility, mechanical and bactericidal properties. It is the totality of the declared alloy ingredients and their ratio that ensure the achievement of a new technical result - the production of a foundry alloy with solubility in the human body within 6-12 months. This is achieved by the fact that with the declared content of the ingredients, an additional amount of fine-grained intermetallics (М927)2Ма is formed, in which part of the zirconium is replaced by silver. These intermetallics are evenly distributed over the entire cross-section of the metal and increase the electrochemical potential between the metal matrix and intermetallics with different electrochemical potentials, which leads to an increase in the solubility of such an alloy to the required level when it is found in the body. In terms of mechanical properties, the alloy is close to the mechanical properties of bone.

Для підтвердження заявлених властивостей фіксуючих елементів для остеосинтезу, що характеризуються використанням нового матеріалу, спочатку були проведені випробування на зразках. Зразки виплавляли в тигельних печах ІПМ-500, рафінування розплавів флюсом ВІ-2 проводили в роздавальних (розподільних) печах. Отримані сплави різних сполук заливали в піщано-глинисті форми й одержували литі зразки виробів (910 х 5 мм) для випробування на розчинність і піддавали термічній обробці за режимом 76. Зразки поміщали в штучну кров (венофундін) і витримували до повного розчинення зразків при температурі 37 "С, стабільність якої забезпечувалася ультратермостатом УТ-15.In order to confirm the claimed properties of the fixation elements for osteosynthesis, which are characterized by the use of a new material, tests were first carried out on samples. Samples were smelted in IPM-500 crucible furnaces, refining of melts with VI-2 flux was carried out in distribution (distribution) furnaces. The resulting alloys of various compounds were poured into sand-clay molds and cast samples of products (910 x 5 mm) were obtained for solubility testing and subjected to heat treatment according to mode 76. The samples were placed in artificial blood (venofundin) and kept until the samples were completely dissolved at a temperature of 37 "C, the stability of which was ensured by the UT-15 ultra-thermostat.

Характеристики випробувань наведено у таблицях.Test characteristics are given in the tables.

Таблиця 1 й ма|2 | А | пі А |У |Вау| мо 1. фНайбільшблизькийаналогї | - | - | - | - |54|451|38| 259 | 83,400 о0во|2251|045Щ1001| - / - | - | - /96,695 запропонований (варіанти) 00551226 0481003 1-1: 196700. й й 058|2281|044|050| - | - | - | - /96,675 054|224|052|060| - | - | - | - 96670Table 1 and table 2 And | pi A |U |Wow| mo 1. fThe closest analogue | - | - | - | - |54|451|38| 259 | 83,400 o0vo|2251|045Щ1001| - / - | - | - /96,695 proposed (options) 00551226 0481003 1-1: 196700. y y 058|2281|044|050| - | - | - | - /96,675 054|224|052|060| - | - | - | - 96670

Таблиця 2 шништния 13 нене " інтерметалідів, мас. 9Уо зразків, міс. аналогTable 2 shnishtnia 13 nene " of intermetallics, mass. 9Uo samples, monthly analogue

Запропонований (варіанти) 77787. .юЮюЮЙруово 7771760Proposed (options) 77787.

Аналіз результатів розчинності досліджуваних сплавів (табл. 1) показав, що сплав-найбільш близький аналог (Варіант 1), має низьку швидкість розчинення -14,1 місяця (табл. 2). Це приводить до утворення металозу, руйнуванню кістки після її зрощування.The analysis of the solubility results of the studied alloys (Table 1) showed that the alloy, the closest analog (Option 1), has a low dissolution rate of -14.1 months (Table 2). This leads to the formation of metallosis, the destruction of the bone after its fusion.

У запропонованому сплаві при вмісту елементів менше нижньої границі (варіант 2) утворюється недостатня кількість інтерметалідів (об'ємний відсоток інтерметалідів « 0,3 мас. 95). У результаті чого електрохімічний потенціал, що виникає між металевою матрицею та інтерметалідною фазою, недостатній для необхідної розчинності сплаву. Розчинність такого сплаву становить 13,5 місяців. Ця швидкість розчинення імплантатів мала й приводить до виникнення металозу (насичення кістки металом).In the proposed alloy, when the content of elements is less than the lower limit (option 2), an insufficient amount of intermetallics is formed (volume percentage of intermetallics « 0.3 wt. 95). As a result, the electrochemical potential that arises between the metal matrix and the intermetallic phase is insufficient for the required solubility of the alloy. The solubility of such an alloy is 13.5 months. This rate of dissolution of implants is low and leads to the occurrence of metallosis (saturation of the bone with metal).

При вмісту елементів у сплаві в заявлених границях (варіанти З і 4) утворюється інтерметалідна фаза, об'ємна частина якої становить 0,3-0,5 мас.90о. Така кількість інтерметалідної фази є достатнім для виникнення необхідної електрохімічної напруженості між металевою матрицею й інтерметалідами, що забезпечує розчинність сплаву в межах 6-12 місяців (варіант 3-12,0 місяців, варіант 4-6,0 місяців, табл. 2). Така швидкість розчинення фіксуючих елементів для остеосинтезу достатня для надійного зрощення кісток і виключає утворення металозу.When the content of elements in the alloy is within the stated limits (options C and 4), an intermetallic phase is formed, the volume fraction of which is 0.3-0.5 wt.90o. This amount of intermetallic phase is sufficient to create the necessary electrochemical tension between the metal matrix and intermetallics, which ensures the solubility of the alloy within 6-12 months (option 3-12.0 months, option 4-6.0 months, table 2). This rate of dissolution of fixation elements for osteosynthesis is sufficient for reliable bone fusion and excludes the formation of metallosis.

При вмісту елементів більше верхньої границі (варіант 5) утворюється надлишкова кількість інтерметалідної фази, об'ємна частина якої перевищує 0,5 мабс.9б5, у результаті чого збільшується електрохімічна напруженість між металевою матрицею й інтерметалідами, що приводить до збільшення розчинності сплаву (« 5 місяців), що недостатньо для надійного зрощення кісток при переломах.When the content of elements exceeds the upper limit (option 5), an excess amount of the intermetallic phase is formed, the volume fraction of which exceeds 0.5 mabs.9b5, as a result of which the electrochemical tension between the metal matrix and the intermetallics increases, which leads to an increase in the solubility of the alloy ("5 months), which is not enough for reliable fusion of bones in case of fractures.

Фіксуючий елемент для остеосинтезу може бути виконаний у вигляді гвинтів, що мають наступні особливості конструкції, приклади яких зображені на кресленнях: фігура 1 - спонгіозний гвинт, фігура 2 - кортикальний гвинт.The fixation element for osteosynthesis can be made in the form of screws having the following design features, examples of which are shown in the drawings: figure 1 - cancellous screw, figure 2 - cortical screw.

Приклад 1. Фіксуючий елемент виконано у вигляді спонгіозного гвинта (фіг. 1), що застосовується безпосередньо для скріплення роздробленої кістки, і може бути використаний в лікуванні переломів різної локалізації, наприклад, шийки стегна, п'яткової кістки.Example 1. The fixing element is made in the form of a cancellous screw (Fig. 1), which is used directly to fasten a broken bone, and can be used in the treatment of fractures of different locations, for example, the neck of the femur, the heel bone.

Зо Гвинт складається з головки 1 та стрижня 2 з різьбою 3. Особливостями гвинта є те, що стрижень має повну різьбу в дистальній частині, що дозволяє здійснювати компресію дрібних фрагментів кісток за рахунок збільшення площі гвинтової компресії. Різьбова частина виконана з зовнішнім діаметром 6,5 мм, внутрішнім діаметром З мм, кроком різьби 2,75 мм, спеціальним профілем витків з кутами 25" та 5", які переходять у внутрішній діаметр різьби з радіусами ВZ The screw consists of a head 1 and a rod 2 with a thread 3. The features of the screw are that the rod has a full thread in the distal part, which allows compression of small bone fragments by increasing the area of screw compression. The threaded part is made with an outer diameter of 6.5 mm, an inner diameter of 3 mm, a thread pitch of 2.75 mm, a special profile of turns with angles of 25" and 5", which go into the inner diameter of the thread with radii B

О,вмм ії А 1,2мм, а головка діаметром 8 мм має сферичну конфігурацію в нижній частині, що контактує з кісткою.O.vmm and A 1.2 mm, and the head with a diameter of 8 mm has a spherical configuration in the lower part that contacts the bone.

Приклад 2. Фіксуючий елемент виконаний у вигляді кортикального гвинта (фіг. 2), що застосовується для накісткового остеосинтезу, при фіксації різних переломів як самостійно, так і сумісно із пластинами, наприклад для фіксації пластин на передпліччі.Example 2. The fixing element is made in the form of a cortical screw (Fig. 2), which is used for bony osteosynthesis, when fixing various fractures both independently and in combination with plates, for example, for fixing plates on the forearm.

Гвинт складається з головки 1 та стрижня 2 з різьбою 3. Особливостями гвинта є те, що стрижень має повну різьбу в дистальній частині, різьбова частина виконана з зовнішнім діаметром 4 мм, внутрішнім діаметром З мм, кроком різьби 1,5 мм, спеціальним профілем витків з кутами 35" та 10", які переходять у внутрішній діаметр різьби з радіусами НО,б ммі А 1,0 мм, а головка діаметром Є б мм має сферичну конфігурацію в нижній частині, що контактує з кісткою.The screw consists of a head 1 and a shaft 2 with a thread 3. The features of the screw are that the shaft has a full thread in the distal part, the threaded part is made with an outer diameter of 4 mm, an inner diameter of 3 mm, a thread pitch of 1.5 mm, a special twist profile with angles of 35" and 10", which pass into the inner diameter of the thread with radii НО,б mm and A 1.0 mm, and the head with a diameter of Е b mm has a spherical configuration in the lower part that contacts the bone.

Запропоновані розміри головок гвинтів та їх сферична форма дозволяє занурювати їх у кісткову тканину майже повністю, тобто буде зменшений контакт гвинта з м'якими тканинами. Це забезпечить зменшення корозійної дії електролітного середовища організму на гвинт та витримування необхідного терміну перебування гвинта в кістці.The proposed sizes of the screw heads and their spherical shape allow them to be immersed in the bone tissue almost completely, that is, the contact of the screw with soft tissues will be reduced. This will ensure that the corrosive effect of the body's electrolyte environment on the screw is reduced and that the screw stays in the bone for the required period of time.

Виконання гвинтів з біодеградуючого сплаву в запропонованому складі інгредієнтів відповідає деформаційним властивостям даного матеріалу. Враховуючи властивості матеріалу, з якого виготовлено гвинт, та його конструктивні особливості, гвинт використовують таким чином.Making screws from a biodegradable alloy in the proposed composition of ingredients corresponds to the deformation properties of this material. Considering the properties of the material from which the screw is made and its design features, the screw is used in this way.

При установці гвинтів рекомендується застосування свердел і мітчиків. свердлом формують канал, через уламки, які потребують фіксації. Свердлом більшого діаметра формують ложе для головки гвинта. Мітчиком готують різьбу в каналі. Гвинт за допомогою викрутки вкручують у канал та додатковим зусиллям створюють компресію між уламками, що синтезуються. Пацієнта спостерігають протягом 3-9 місяців і контролюють консолідацію кістки у місці перелому. За цей період відбувається резорбція гвинта.When installing screws, it is recommended to use drills and taps. a channel is formed with a drill through the debris that needs fixing. A drill with a larger diameter forms a bed for the screw head. A tap is used to prepare the thread in the channel. The screw is screwed into the channel with the help of a screwdriver, and with additional effort, compression is created between the synthesized fragments. The patient is observed for 3-9 months and bone consolidation at the fracture site is monitored. During this period, screw resorption occurs.

Спонгіозні гвинти, що виготовлені згідно з корисною моделлю, були застосовані для малоінвазійної фіксації перелому п'яткової кістки на пацієнтах.Cancellous screws made according to a useful model were used for minimally invasive fixation of calcaneal fractures in patients.

Висновки після закінчення лікування й реабілітації пацієнта.Conclusions after the end of treatment and rehabilitation of the patient.

При проведенні остеосинтезу із застосуванням гвинтів із зазначеного сплаву магнію проліферативна активність клітин, що беруть участь у формуванні кісткової тканини, не порушується. Міцність та пластичність гвинта задовільна. Механічна тривкість гвинта відповідає механічній міцності кістки. Основа сплаву (Мд) має покращену адгезію імплантату з остеоцитом та не затримує розвиток клітин. Завдяки наявності в сплаві мікродобавки срібла запальних ускладнень у зоні введення імплантата не спостерігалося. У процесі розсмоктування гвинта (протягом приблизно 9 місяців) кістковий канал повністю відновився. Ознак інтоксикації пацієнта не спостерігалося. Також не спостерігалися прояви алергійних і локально дратівних реакцій організму у вигляді асептичного запалення.During osteosynthesis using screws made of the specified magnesium alloy, the proliferative activity of cells involved in the formation of bone tissue is not disturbed. The strength and plasticity of the screw is satisfactory. The mechanical durability of the screw corresponds to the mechanical strength of the bone. The base of the alloy (Md) has improved adhesion of the implant with the osteocyte and does not delay cell development. Due to the presence of silver microadditives in the alloy, no inflammatory complications were observed in the area of implant insertion. In the process of resorption of the screw (for about 9 months), the bone canal was completely restored. There were no signs of patient intoxication. There were also no manifestations of allergic and locally irritating body reactions in the form of aseptic inflammation.

Компресія дрібних фрагментів кісток за рахунок збільшення площі гвинтової компресії забезпечила задовільне зростання кісткової тканини. Запропоновані розміри головки гвинта та її сферична форма дозволяє занурювати її в кісткову тканину майже повністю, тобто зменшено контакт гвинта з м'якими тканинами. Це забезпечило зменшення корозійної дії електролітного середовища організму на гвинт та витримування необхідного терміну перебування гвинта в кістці.Compression of small bone fragments by increasing the area of screw compression ensured satisfactory growth of bone tissue. The proposed sizes of the screw head and its spherical shape allow it to be immersed in the bone tissue almost completely, that is, the contact of the screw with soft tissues is reduced. This ensured that the corrosive effect of the body's electrolyte environment on the screw was reduced and that the necessary period of the screw's stay in the bone was maintained.

Джерела інформації:Sources:

Зо 1. Патент ЕРОБ507162 (А7), опубл. 1992-10-07, Вопе ріаїє демісе, МПК: Аб1817/56;From 1. Patent EROB507162 (A7), publ. 1992-10-07, Wope riaie demise, IPC: Ab1817/56;

Аб1817/70; Аб1817/80; 2. Патент ЕР1191891 (АТ), опубл. 2002-04-03, Вопе зстем/ м/йй ахіану гмо-рагі зстем/ Неад, МПAb1817/70; Ab1817/80; 2. Patent ER1191891 (JSC), publ. 2002-04-03, Vope zstem/ m/y akhianu gmo-ragi zstem/ Nead, MP

К: А61817/58; Аб1817/80; Аб1 В17/86; (ІРС1-7): Аб1817/86;K: A61817/58; Ab1817/80; Ab1 B17/86; (IRS1-7): Ab1817/86;

З. (пер/Ллимли.апйптех.сот/Ккпее/біосотрозіїе-іпіенетепсе-5стемув); 4. Патент О53739773 (А), опубл. 1973-06-19, Роїіуаіусоїїс асій ргозіпеїіїс аємісез5, МПК:З. 4. Patent O53739773 (A), publ. 1973-06-19, Roiiuaiusoiis asii rgozipeiiis aemisez5, IPC:

АбІ1817/11; Аб1 13/00; АЄТІ 17/14; АЄТІ 31/06; СО8с63/08; 001 Е6/62; 5. Іамегу еї аї., "МесНнапіса! СНагасіегівійсв ої Роїу-І-Іасіїс Асій Абзограріє Зстемув апаAbI1817/11; Ab1 13/00; AYETI 17/14; AYETI 31/06; СО8с63/08; 001 E6/62; 5. Iamegu ei ai., "MesNnapisa! SNagasiegiviysv oi Roiu-I-Iasiis Asii Abzograrie Zstemuv apa

Зіаіпієз5 ів! Зстемуз іп Вазіаг Озівоютієв ої Пе Рігві Меїаїагза!", ТНе доштпаї ої Еоої апа АпКіІє зЗигдегу, мої. 33, Мо. 3, рр. 249-254, 1994. 6. МУ002100452 (АТ), опубл. 2002-12-19, Медісаї! ітріапі тог Те питап ог апіта! броду, МПКZiaipiez5 iv! Zstemuz ip Vaziag Ozivoyutiev oi Pe Rigvi Meiaiagza!", Tne mahtpai oi Eooi apa ApKiIe zZygdegu, my. 33, Mo. 3, pp. 249-254, 1994. 6. MU002100452 (AT), publ. 2002-12-19, Medisai! itriapi tog Te pitap og apita! brodu, IPC

А6б11 27/04; АЄТІ 27/58; 7. В.Н. Черньй. "Перспективьї применения биодеградирующих сплавов на основе магния в остеосинтезе". Запорожский медицинский журнал, 2013, Моб (81), с.76-79; 8. М/Ще Б. Тне Пізіогу ої ріодедгадаріє тадпевзійит ітріапів: А гемівєм/ //Аста Віотаїгїегіаї іа. - 2010. - МоІ.6-р. 1680-1692.A6b11 04/27; AYETI 27/58; 7. V.N. Black "Perspectives for the use of biodegradable alloys based on magnesium in osteosynthesis". Zaporizhzhya Medical Journal, 2013, Mob (81), pp. 76-79; 8. M/Sche B. Tne Piziogu oi riodedgadariye tadpevziyit itriapiv: A hemivyem/ //Asta Viotaigiegiai ia. - 2010. - MoI.6-yr. 1680-1692.

Claims

USEFUL MODEL FORMULA

1. Fixing element for osteosynthesis, made of a magnesium-based alloy, which is characterized by the fact that the alloy contains zirconium, neodymium, zinc, silver, with the following ratio of ingredients, by weight. 9o: zirconium 0.4-1.0 neodymium 2.2-2.8 inK 0.1-0.7 silver 0.03-0.5 the sum of impurities 02 magnesium the rest.

2. The fixing element according to claim 1, which is characterized by the fact that it is made in the form of a cancellous screw or a cortical screw.

OLIAI AA M AAIA» gi i; Gi and fig. From Seya in as Zk As the basis of M meny

Fig. 2