Воздействие поясничных межсегментарных мышц на поясничный отдел позвоночника после выборочной декомпрессии и методов динамической или статической стабилизации Текст научной статьи по специальности «Клиническая медицина»

ВОЗДЕЙСТВИЕ ПОЯСНИЧНЫХ МЕЖСЕГМЕНТАРНЫХ МЫШЦ НА ПОЯСНИЧНЫЙ ОТДЕЛ ПОЗВОНОЧНИКА ПОСЛЕ ВЫБОРОЧНОЙ ДЕКОМПРЕССИИ И МЕТОДОВ ДИНАМИЧЕСКОЙ ИЛИ СТАТИЧЕСКОЙ СТАБИЛИЗАЦИИ

EFFECT OF THE LUMBAR INTERSEGMENTAL MUSCLES TO LUMBAR SPINE

FOLLOWING SELECTIVE DECOMPRESSION AND DYNAMIC OR STATIC STABILIZATION TECHNIQUES

1Улрих Квинт 2Ганс-Йоахим Уилке 2Люц Клаес 3Франц Лоер

'Центр травматологии и ортопедии при госпитале Св. Мариэна,

г. Хамм, Германия

2Отделение исследований в области биомеханики и хирургической помощи при несчастных случаях, университетская клиника хирургии, г. Ульм, Германия

1Ulrich Quint 2Hans-Joachim Wilke 2Lutz Claes 3Franz Löer

'Orthopadisch-Traumatologisches Zentrum am St.Marien-Hospital, Hamm, Germany

2Department Unfallchirurgische Forschung und Biomechanik, Chirurgische Universitatsklinik, Ulm, Germany

Юртопедическая клиника и поликлиника университета 3Orthopadische Klinik und Poliklinik der Universität г. Дуйсбург, Эссен, Германия Duisburg, Essen, Germany

Предмет исследования. Это биомеханическое исследование in vitro проводилось для изучения кинематической характеристики поясничного отдела со стимуляцией мышечных усилий по отношению к функциональным позвоночным элементам после оперативной декомпрессии и динамической или статической стабилизации, оборудованной инструментами. Цели. Ни одно исследование не продемонстрировало влияние коакти-вации мышцы-синергиста и мышцы-антагониста на нагрузку функциональных позвоночных элементов после избирательной декомпрессии и имплантации динамических или статических устройств. Краткое изложение основных данных. Оперативная декомпрессия широко распространена и используется для лечения позвоночного стеноза. До сих пор неясно, сколько по времени должна длиться дополнительная стабилизация, оборудованная инструментами, для предотвращения нестабильности.

Методы. 6 полисегментных свежезамороженных препаратов поясничного отдела позвоночника человеческого трупа были протестированы в позвоночном тестере с использованием простого сгибания/выпрямления, поперечного изгиба и осевых моментов. Влияние глубоких межсегментных мышц на кинематическую характеристику L4/L5 было исследовано с помощью применения двух пар равнозначных векторов нагрузки поясничной мышцы и разделенной на несколько частей мышцы в отношении L4. Механическая характеристика функционального позвоночного элемента (ФПЭ) была отражена с помощью трехмерных кривых «нагрузка-перемещение». Отдел L4/L5 функционального позвоночного элемента был протестирован в состоянии покоя, затем после избирательной декомпрессии, оборудованной инструментами серкляжа с применением межостных проволочных соединений, межпластинчатых винтов суставной поверхности, системы транспедикулярного винта с петлей, системы транспедикулярно-го резьбового стержня.

Study Design. This biomechanical in vitro study was conducted to investigate the lumbar motion characteristics with a simulation of muscle forces to functional spinal units following operative decompression and dynamic or static instrumented stabilization.

Objectives. No study has shown the effect of coactivation of synergist and antagonist muscles on the loading of functional spinal units intact, following selective decompression and implantation of dynamic or static devices.

Summary of Background Data. Operative decompression is widespread used for the treatment of spinal stenosis. It is still unknown how much additional instrumented stability is necessary to prevent instability.

Methods. Six multisegmental fresh-frozen human cadaveric lumbar spine specimens were tested in a spine tester using pure flexion/extension, lateral bending and axial moments. Effects of the deep intersegmental muscles on L4/L5 motion characteristics were investigated by applying two pairs of corresponding force vectors of the psoas and multifidus muscle to L4. Mechanical behavior of the functional spinal unit (FSU) was shown by the three dimensional load-displacement curves. The FSU L4/L5 was tested intact, following selective decompression and instrumented by an interspinous wire cerclage, translaminar facet screws, a transpedicular screw-ringband system, and a transpedicular screw-rod system. Results. Following selective decompression an increase of the range of motion (ROM) and neutral zone (NZ) was noticed. The coactivation of muscles resulted in an increase of stability in the intact, decompressed and dynamic instrumented spines during lateral bending and axial moments. No change was noticed with rigid implants. The application of flexion moments and muscle coactivation resulted in a slight decrease of stability.

Результаты. После избирательной декомпрессии было отмечено увеличение амплитуды движения и диапазона нейтральных значений данных. Коактивация мышц привела к увеличению стабильности в неповрежденных, декомпрессированных и динамических с инструментальной поддержкой остях во время поперечного изгиба и осевых моментов. В ригидных имплантатах изменений отмечено не было. Применение изгибов и мышечной коактивации привело к легкому снижению стабильности. Заключение. С функциональной точки зрения удаление дорсальных связок и срединное удаление небольшой суставной поверхности во время избирательной декомпрессии приводит к потере стабильности. Это может увеличить нестабильность после дегенерации диска, которая вызывает стеноз позвоночника. Для восстановления сегментной стабильности и сохранения сегментной функции эффективны полужесткие имплантаты. Жесткие имплантаты и спондилодез служат «проводником» для артроде-за ФПЭ. По сравнению с функциональной сохраняющей артропластикой тазобедренного и коленного суставов при остеоартрите, артродез ФПЭ не является более выигрышным в плане времени.

Ключевые слова: биомеханика, поясничная сегментная нестабильность, коактивация межсегментных мышц, жесткие и полужесткие имплантаты.

Conclusions. From a functional viewpoint the removal of dorsal ligaments and median facetectomy for selective decompression results in a loss of stability. This might increase the instability following disc degeneration that causes spinal stenosis. To restore segmental stability and preserve segmental function semirigid implants are effective. Rigid implants and spondylodesis conduct an arthrodesis of the FSU. In comparison to functional preserving arthroplasty of the hip and knee joint in osteoarthritis an arthrodesis of the FSU seems not to be advance in the sense of time.

Key words: biomechanics, lumbar segmental instability, coactivation of intersegmental muscles, rigid and semi-rigid implants.

Патогенез приобретенного поясничного стеноза сопровождается дегенерацией диска с функциональной недостаточностью позвоночного элемента. Это приводит к сужению латеральной впадины и стенозу центрального канала. Впоследствии происходят подвывих сегментной нестабильности, гипертрофия небольшой суставной поверхности, утолщение питающей ножки, пластин и связок, чтобы стабилизировать ФПЭ естественным образом. Иногда продолжающаяся нестабильность становится очевидной при смещении, дегенеративном сколиозе и спондилолистезе.

Традиционное лечение при симптоматическом стенозе — декомпрессия с удалением объемных структур. Главная идея — взять настолько много, насколько это необходимо, и настолько мало, насколько это возможно. Было установлено положительное соотношение протяженности декомпрессии и сегментной нестабильности, и признана полезной дифференциация стабильного и нестабильного стеноза при оценке во время наблюдения. В случаях с декомпрессией вследствие длительного дегенеративного заболевания или ятроген-ной инвалидизирующей сегментной нестабильности без фиксации с использованием инструментов в дальнейшем появляется сдавливание корешка. Вследствие этого наблюдается непрерывный рост спондилофитов и развитие рубцовой ткани или смещение позвонков.

Для демонстрации нестабильности большинство клинических исследований используют болевые ощущения и рентгенологические критерии. Нестабильность иногда становится видимой за счет болезненных наклонов, вращений и смещений. Степень нестабильности зависит от ее определения и используемых методов измерения.

Сегмент признается нестабильным, если нормально переносимые нагрузки приводят к чрезмерной подвижности или патологическим изменениям. Важность амплитуды движения и нейтральной зоны in vitro была установлена также in vivo.

Логическая обоснованность восстановления правильного положения при нестабильности двигательного сегмента за счет придания жесткости его компонентам или декомпенсации с признаками клинической нестабильности еще не объяснена. Вопрос относительно того, сколько должна длиться дополнительная стабилизация с помощью инструментов для предотвращения внутреннего разрыва и резорбции диска, смещения или растяжения, все еще обсуждается. В нашей клинической практике стабилизация ФПЭ без оперативной декомпрессии позвоночного канала редко бывает необходимой.

Нарушение стабильности является современной концепцией для технологий без артродеза, а новые продукты создаются из инновационных материалов. На основе сер-

кляжа с применением межостных проволочных соединений, согласно доктору Hadra, и межостных костных трансплантатов, рекомендованных доктором Bosworth, были разработаны имплантаты Diam и Wallis. Межпластинчатые винты суставной поверхности (по методу Magerl), используемые в качестве стержня для болта суставной поверхности, видоизменились до фиксации межпластинчатого стержня с помощью имплантата ECF Peek Signus/Alzenau. В пластике связок, согласно Graf, не было необходимости в дополнительном синтезе, а сегментная функция была сохранена. Подобно этому, Dynesis Zimmer/Kiel не является системой имплантатов для синтеза путем стабилизации двигательного сегмента с использованием винтов на ножке и цилиндрических пространств, сделанных из поликарбонат-урета-нового эластомера, и струны, сделанной из полиэфирного волокна. Описывались различные методы спондилодеза при использовании внутреннего фиксатора SOCON®.

В этом контексте самая интересная предложенная гипотеза — о том, что мышечное усилие может стабилизировать поврежденный позвонок и что полужесткая функция, предохраняющая от использования технических средств лечения лордоза, может удалить диск. В более поздних случаях клетки диска считаются ответственными за восстановление составляющих скелета. Это все еще предмет споров — какая

именно декомпрессия должна быть применена — «от края до края» или же избирательная. Нестабильность после ламинэктомии документально зафиксирована. Роль суставной поверхности и диско-связочных структур в стабильности известна. Некоторые терапевтические концепции предлагают избирательную декомпрессию и дополнительную стабилизацию с помощью инструментов. Ни одно исследование не показало той степени нестабильности, которая является результатом избирательной декомпрессии как таковой.

Далее более избирательная декомпрессия не тестировалась, принимая во внимание совместную активацию мышцы-агониста и мышцы-антагониста. Влияние этого воспроизведения мышечного усилия на методы стабилизации — динамические (полужесткие) и статические (жесткие) — с применением инструментов остается неизвестным. В настоящем биомеханическом исследовании in vitro мы протестировали гипотезу относительно того, как мышечные усилия увеличивают сегментарную стабильность в неповрежденном, декомпрессированном, полужестким методом стабилизированном сегменте, и о том, что изменений в первичной стабильности жестких инструментов при условии имитации мышечного усилия не предполагается.

МАТЕРИАЛЫ И МЕТОДЫ

Настоящее исследование проводилось с использованием образцов поясничного отдела позвоночника 6 человеческих трупов, каждый из которых включен в неповрежденный сегмент движения между L2 и S2. Средние значения, касающиеся возраста, роста и веса, составили 54 ± 14 лет, 166 ± 6,4 см, 67,5 ± 5,4 кг. Используемые образцы были отобраны после исключения костной патологии и деструктивных и высшей степени дегенеративных изменений на основе макроскопических и рентгенологических критериев.

Подготовка образцов. Так как было невозможно протестировать образцы в тот же день, когда они были сняты, то они были запечатаны дважды в пластмассовой упаков-

ке и заморожены при температуре -20°С. Сегменты были тщательно разморожены при температуре +4°С в течение 8 часов, подготовлены с учетом профилактики высыхания во время биомеханического тестирования, которое проводилось при комнатной температуре в течение 12 часов. После удаления мышц и жировой ткани из структур связок, места прикрепления мышц были оставлены на месте, чтобы идентифицировать их. Винты Шанца были вкручены с передней стороны, чтобы поддерживать трехмерную гониометрическую систему тяг, которая была вставлена позже. Для применения мышечного усилия губчатые мини-винты (просверливание 2 мм, кортикальный винт АО диаметром 2,7 мм с субкапитальным просверленным отверстием для проволочного каната) были вставлены в 4-х позициях, то есть с двух сторон, в область прикрепления поясничной мышцы, и в дорсальную пластинку дуги позвонка подвздошно-реберной/длиннейшей мышцы для симуляции мышечного усилия. Черепная часть L2 и кау-дальная часть S1 были вставлены в полиметилметакрилат.

Схема эксперимента. Для изменения положения тела позвонка в ФПЭ силы были приложены к мышце, к точке прикрепления внутрь коркового вещества тела позвонка; кроме того, моменты силы прилагались к абдоминальным мышцам и мышцам спины через концевые пластинки. Этот сценарий был воспроизведен in vitro за счет имитации мышечного усилия посредством провода, присоединенного винтами к месту прикрепления мышц. В дополнение моменты силы прилагались к сгибанию/выпрямлению (±Мх), левому/правому боковому изгибу (±Mz), левому/правому осевому вращению (±My) по отношению к позвонку L2. Каудальный позвонок был зафиксирован, в то время как чистые моменты прилагались к черепному позвонку L2. Тесты in vitro были проведены на универсальном позвоночном тестере (рис. 1).

Карданное сочленение позволяет производить движения во всех 6 степенях свободы. Каждая степень свободы может быть за-

фиксирована или ослаблена. Моменты внешних сил действовали механически с помощью шагового двигателя до максимального значения 7,5 ньютонометра в каждом направлении. Во избежание прогибов первоначальная компрессивная нагрузка полисегментных остистых отростков не проводилась. Все образцы были влажными и тестировались в заданной последовательности.

Применение мышечного усилия производилось двумя парами векторов силы самыми важными группами мышц, которые действуют агонистически и антагонистически в каудальном направлении на L4, а именно, поясничной мышцей и многораздельной мышцей (рис. 2). Для сгибания сила 90 N действовала от вентральной стороны за счет проводов и 30 N — от дорсальной на обе стороны. Во время поперечного изгиба сила 90 N действовала ипсилатерально от вентральной и дорсальной сторон и сила 30 N

Рисунок 1

Контрольно-измерительный прибор для позвоночника с шаговым двигателем и карданным соединением для применения абсолютного момента импульса (7,5 ньютонометра). Проволочные канаты зафиксированы винтами в месте прикрепления поясничной мышцы и многораздельной мышцы 4-го поясничного позвонка во время коактивации мышечных усилий мышцы-агониста и мышцы-антагониста (30N/90N).

! I ■

f-F/s*

1 Ш

7

vT- 7,

* С» л

/ - *v; J

— контралатерально за счет проволочного каната. Вращение влево достигалось с помощью действия силы 90 N через провод слева спереди и подъема вправо, в то время как натяжение силой 30 N шло прямо и направо и вверх налево. Мышечные усилия были в пределах физиологического диапазона.

Измерение стабильности: вместе с гониометрической системой тяг, использованной в этом эксперименте (рис. 1), трехмерное относительное движение может быть однозначно описано на языке всех 6 составляющих движения (то есть, 3 перемещения, 3 вращения). Точность измерений системы, используемой в этом эксперименте, составила около 0,1 мм и 0,1°, с относительной погрешностью измерения 3 %.

Операционная техника. Во всех 6 образцах надостные и межост-ные связки были удалены между L4-L5 (дефект 1). Далее шло разъединение желтой связки и средней трети верхней межсуставной части L5 во время средней фасетэктомии, сохраняющей боковые 2/3 суставного отростка. Этот метод избирательной декомпрессии был введен Benini с расширением корневого канала для подсечения декомпрессии с помощью угловатого долота (дефект 2).

Используемые стабилизационные методы и материалы: после тестирования неповрежденной и декомпрессированной функциональной позвоночной единицы L4/L5 первичная стабильность достигалась различными видами инструментов (рис. 3-6).

Межостная фиксация сер-кляжной проволокой (согласно B.E. Hadra, 1891): межостная фиксация серкляжной проволокой (рис. 3) была применена к образцам поясничного отдела. Используемым материалом была серкляж-ная проволока диаметром 1,8 мм, сделанная из нержавеющей эндо-протезной стали, соответствующей номеру 5832.1 Международной организации по стандартизации.

Пластика связок (по методу H. Graf, 1992): при полужестком /динамическом лордозе, вынуждающем использовать стабилизационную систему, разработанную

Рисунок 2

Схематичная диаграмма 4-х проекций (передняя, боковая, задняя и осевая) поясничного отдела позвоночника с применяемыми векторами сил поясничной мышцы1 и многораздельной мышцы.

Рисунок 4

Профильная проекция функционального позвоночного элемента L4/L5 с полужесткой/динамической позвоночной системой по методу Graf. Транспедикулярные винты (длиной 40 мм, диаметром 6 мм) в L4/L5 были окружены поясками поршня с предварительным натяжением во время функциональной стабилизации сегмента при лордозе.

Рисунок 3

Профильная проекция полужесткого/динамического проволочного серкляжа по методу Hadra, окруженного позвоночными отростками L4/L5 в лордотическом положении.

Рисунок 5

Правое наклонное положение ФПЭ L4/L5, использующее жесткую/статическую стабилизацию с помощью трансламинарных фасетных винтов (длиной 50 мм, диаметром 4,5 мм) по методу Ма-gerl с заблокированной суставной поверхностью.

H. Graf, были использованы спе циальные жестко зафиксированные транспедикулярные винты (40 мм, диаметром 6 мм) (рис. 4). Было использовано устройство для измерения длительного натяжения с тремя степенями для определения первой стадии натяжения.

Трансламинарные винты (согласно F. Magerl, 1982): в методе, впервые описанном F. Magerl, винты проходят через остистый отросток от противоположной стороны, далее через ипсилатеральную пла-

стинку дуги позвонка, пересекая межпозвоночный сустав, вплоть до основания поперечного отростка (рис. 5) нижележащего позвонка. Правильное расположение винтов осуществляется с помощью орто-скопа. Меньший позвоночный сустав был заблокирован длинными титановыми винтами (50 мм, диаметр 4,5 мм).

Внутренний транспедикуляр-ный фиксатор: для достижения

угловой стабилизации (рис. 6) фиксатор $ОСО№ был расположен в нейтральной позиции с помощью транспедикулярных винтов (50 мм, диаметр 7 мм) и стержневой длительной поддержки.

Рисунок 6

Профильная проекция функционального позвоночного элемента L4/L5 с жесткой фиксацией SOCON® с использованием транспедикулярных винтов (длиной 50 мм, диаметром 7 мм) и стержневых соединений.

уГ.1

■» ш m

Статистический анализ. Главной целью статистического анализа было сравнение диапазонов движения сегмента L4/L5 в различных состояниях: неповрежденном, декомпрессированном и повторно стабилизированном за счет полужесткого и жесткого устройства. Для анализа был использован тест Friedmann. Для сравнения эффекта с коактивацией мышечных усилий и без нее был применен тест Wilcoxon. Все тесты проводились при 95 %-ном уровне значимости (р < 0,05).

РЕЗУЛЬТАТЫ

С удалением надостных и межостных связок (дефект 1) в отношении сегментарной неустойчивости были достигнуты более высокие показатели диапазона движения и нейтральной зоны (рис. 7). После дополнительного удаления желтой связки и срединной фасетэктомии (дефект 2) диапазон движения возрос до 35,8 % при сгибе, до 28 % при вращении, до 26,1 % при поперечном изгибе,

Рисунок 7

Угловая деформация ФПЭ L4/L5 под максимальной нагрузкой (+7,5 Нм) определялась как диапазон движения для сгибания /выпрямления, двустороннего сгибания и осевого момента. Нейтральная зона была определена как разница при предварительной нагрузке между наклонными положениями, относящаяся к фазам нагрузки и разгрузки цикла тестирования. Нейтральная зона показана равным образом на гистограммах средних значений и стандартного отклонения.

по muscle forces

left bending right FSU L 4/5

nternal fixator igamentoplasty facet screws wire cerclage defect II defect I FSU L4/5

1- ГТТ TFI —1

Щ ULI

—H-1 ф h-

i-HI

1

1 1

1

--H-- Г 1

ROM

-2 0 2 NZ NZ

8 10

ROM П

18

ПОЛИТРАВМА

до 17,2 % при выпрямлении. Протяженность нейтральной зоны увеличилась до 46,1 % при сгибе, до 33 % при вращении, и до 0,5 % при выпрямлении. Наибольший диапазон движения наблюдался при сгибе от 5,3 ± 2,2° до 7,2 ± 2,1° и нейтральной зоне от 2,6 ± 1,2° до 3,8 ± 1,4° (рис. 7). Под всеми нагрузочными компонентами могут быть продемонстрированы значительные расхождения (р < 0,05). В декомпрессированном сегменте взаимосвязанные движения под нагрузочным вращением (±Му) увеличились с взаимосвязанным изгибом с 3,4 ± 1,4° до 3,9 ± 2,8° и под изгибом с нагрузочными компонентами (±Mz) со связанным вращением

— с 0,4 ± 0,3° до 0,9 ± 0,8°. Однако разница в этих показателях незначительна.

Применение мышечных усилий (рис. 8) привело к стабилизации ФПЭ с уменьшением диапазона движения в неповрежденном (и декомпрессированном) отделе L4/L5 за счет поперечного изгиба

— 34 % (28,8 %), осевого момента — 24 % (21,8 %), выпрямления

— 3,3 % (12,8 %), параллельно с этим было отмечено небольшое увеличение под воздействием нагрузки сгибания — 9,4 % (8,3 %). Значительные расхождения были отмечены (р < 0,05) как с применением мышечного усилия, так и без него.

После избирательной декомпрессии (рис. 7) межостный проволочный серкляж приводит к снижению диапазона движения при сгибании до 86,1 %, при выпрямлении — до 82,3 %, при вращении — до 31,2 %, при изгибании — до 28,8 %, и к уменьшению нейтральной зоны при сгибании — до 91,2 %, при выпрямлении — до 82,3 %, при вращении

— до 14,2 %. Самое значительное уменьшение диапазона движения было отмечено при сгибании от 7,2 ± 2,1° до 1 ± 0,6°. Самое маленькое — при боковом наклоне от 5,2 ± 1,6° до 3,7 ± 1,5° (рис. 7). Применяемое мышечное усилие вызвало уменьшение диапазона движения при боковом наклоне на 35,1 % и осевом вращении на 18,1 % (рис. 8).

Пластика связок после избирательной декомпрессии (рис. 7) уменьшила диапазон движения до

Рисунок 8

Диапазон движения в угловых градусах ФПЭ

L4/L5, представляющий собой средние значения со стандартным отклонением с помощью коактивации усилий мышцы-агониста и мышцы-антагониста в неповрежденном, декомпрессированном (дефект 1 — удаление надостных и межостных связок, дефект 2 — дополнительное удаление желтой связки и срединная фасетэктомия), полужестком (межостный проволочный серкляж, пластика связок) и ригидном (трансламинарные фасетные винты, внутренний фиксатор) инструментированном позвоночном образце.

80.5 % при сгибе, до 70,5 % при выпрямлении, до 60,4 % при наклоне, до 28 % при вращении, а также нейтральную зону: при сгибании — до 84,2 %, при выпрямлении — до 84,2 %, при наклоне — до 59,9 %, при вращении — до 50 %. Самое значительное снижение диапазона движения было отмечено при сгибании — от 7,2 ± 2,1° до 1,4 ± 0,7°, и при вращении — от

3.2 ± 1,7° до 2,3 ± 0,5° (рис. 7). При коактивации мышечных усилий снижение диапазона движения составило 24,9 % в состоянии вращения (рис. 8).

Полужесткий межостный проволочный серкляж или пластика связок привели к избирательной декомпрессии и значительному ограничению сегментарной стабильности с меньшими значениями диапазона движения по сравнению с неповрежденной функциональной позвоночной единицей (рис. 7). В условиях имитации мышечных усилий при осевом вращении, боковом наклоне и выпрямлении было отмечено дальнейшее нарастание стабильности наряду со снижением диапазона движения. Незначительное увеличение диапазона движения измерялось за счет нагрузки сгибания (рис. 8).

После использования трансламинарных винтов (рис. 7) диапазон движения измерялся при сгибании (87,4 %), выпрямлении (85,2 %), наклоне (80,7 %) и вращении (59,3 %). В то же самое время было отмечено уменьшение нейтральной зоны — при сгибании (85,9 %), выпрямлении (85,7 %), наклоне (87,1 %) и вращении (42,8 %). Самое большое снижение диапазона движения привело к тому, что сгибание изменилось от 7,2 ± 2,1° до 0,9 ± 0,3°, и наименьшее снижение диапазона движения определялось при вращении — от 3,2 ± 1,7° до

1.3 ± 0,4° (рис. 7).

Когда внутренний инструментарий сменился на внешний фиксатор (рис. 7), то снижение диапазона движения при сгибании дошло до 90,3 %, при наклоне — до

86.6 %, при выпрямлении — до 85 %, при вращении — до 78 %. В этих условиях уменьшение нейтральной зоны при сгибании составило 94,7 %, при наклоне — 86 %,

при выпрямлении — 94,7 %, при вращении —50 %. Самое значительное снижение диапазона движения привело к изменению сгибания с 7,2 ± 2,1° до 0,7 ± 0,4°, и наименьшее снижение диапазона движения определялось при вращении — от 3,2 ± 1,7° до 0,7 ± 0,3° (рис. 7). Благодаря стабилизации с использованием инструментов, с помощью жестких трансламинарных винтов или внешних фиксаторов, создающих избирательную декомпрессию, мы получили очень низкий уровень диапазона движения без значительных изменений за счет коактивации мышечных усилий (рис. 8).

После полужесткой стабилизации с использованием инструментов взаимосвязанное движение было существенно уменьшено, и совсем прекратилось при жесткой фиксации.

ОБСУЖДЕНИЕ

Механическая поддержка посредством динамической стабилизации имеет смысл при терапии поясничной боли — следствия дегенеративного заболевания дисков. Избирательная декомпрессия приводит к повышенной нестабильности с увеличением диапазона движения и нейтральной зоны. Имплантаты, располагаемые после декомпрессив-ной патологии, снижают мобильность, увеличивают ригидность и уменьшают нейтральную зону.

Коактивация мышечных усилий играет важную роль в стабильности функциональной позвоночной единицы. Даже в нестабильной ситуации после структурной патологии диапазон движения был значительно сниженным. В условиях осевого момента и бокового наклона коак-тивация мышечных усилий может увеличить стабильность, в то время как момент сгибания слегка увеличивает диапазон движения.

Применение инструментов с динамическими устройствами после хирургической декомпрессии создает эффективную стабилизацию с меньшим диапазоном движения, чем у неповрежденного ФПЭ. С коактивацией мышечных усилий дальнейшая стабильность межост-ного проволочного серкляжа и пластики сухожилий могут быть достигнуты в условиях осевого мо-

мента, бокового наклона и выпрямления. Стабильность, подобная той, что дает внутренний фиксатор, была установлена с помощью трансламинарных винтов для суставной поверхности без значительного влияния применяемых мышечных усилий.

Strauss и другие протестировали 6 функциональных позвоночных единиц человека L4/L5 с использованием нагрузки при сжатии 500 N при постоянной величине нагрузки. Приложение силы величиной 10 ньютонометров проводилось с точным измерением потенциометром трехмерного движения сегмента. Использовалось среднее предварительное растяжение 40-60 N для создания напряженности кольцевой связки. Таким образом, была создана ситуация дефекта с помощью дестабилизации с целой ножкой до ламинэктомии ножки. Показатели L4/L5 были проверены в следующих условиях: сгибания/выпрямления — 11,55 ± 2,9°, ламинэктомии

— 14,28 ± 3,67°, с восстановленной пластикой связок — 4,45 ± 2,22°. При боковом наклоне — 9,92 ± 3,33°, при ламинэктомии — 10,18 ± 3,79°, с восстановленной пластикой связок — 4,39 ± 2,55°. При осевом вращении — 5,43 ± 2,05°, при ламинэктомии — 7,12 ± 2,69°, с восстановленной пластикой связок

— 5,83 ± 2,47°. В нашем собственном исследовании значения устанавливались в соотношении с более низкими показателями и меньшей декомпрессией со сгибанием/выпрямлением — 8,2 ± 2,6°, избирательной декомпрессией — 10,6 ± 3,3°, с восстановленной пластикой связок — 2,4 ± 0,7°. Для бокового наклона — 8,8±3,2°, с избирательной декомпрессией — 10,6 ± 3,6°, с восстановленной пластикой связок

— 4,1 ± 1,4°. При осевом вращении

— 5 ± 2°, избирательной декомпрессии — 6,4 ± 2,8°, с восстановленной пластикой связок — 4,4 ± 0,6°.

Биомеханическое тестирование, проведенное Kornblatt et al., продемонстрировало, что трансламинарные винты являются на 20 % более жесткими, чем стержни Luque, в отношении подвздошной кости или прямоугольник Luque в отношении крестцового отдела позвоночника. Полученная в результате

неподвижность в 3 раза выше, чем обычный позвоночник. Жесткость трансламинарных винтов биомеханических тестов была выше, чем стержни Luque или стержни Harrington. В нашем собственном биомеханическом исследовании высокая стабильность трансламинарных винтов сравнима с транспедикуляр-ной системой резьбовых стержней.

Nolte et al. измерили диапазон движения двусегментных поясничных позвоночных разрезов L2-L4 с использованием момента импульса 7,5 ньютонометров и предварительной нагрузкой 40 N. После тестирования неповрежденного позвоночного элемента они установили внутренний фиксатор SOCON®. Это привело к уменьшению диапазона движения в сгибании/выпрямлении от 20° до 4°, в боковом наклоне

— от 20° до 4°, во вращении — от 10° до 5°, и к увеличению стабильности в сгибании/выпрямлении до 86°, в боковом наклоне — до 89°, во вращении — до 58°. В нашем исследовании шло снижение диапазона движения после избирательной декомпрессии, но не в поврежденной функциональной позвоночной единице, подобно Nolte et al., а в сгибании/выпрямлении — от 10,6° до 1,2°, в боковом наклоне — от 10,6° до 1,2°, во вращении — от 6,4° до 1,4°, и к увеличению стабильности в сгибании — до 90,3°, в выпрямлении — до 85 %, в боковом наклоне

— до 86,8°, во вращении — до 78°.

Метод избирательной декомпрессии и фиксации с помощью трансламинарных винтов является менее травматичным, чем другие декомпрессионные процедуры, такие как ламинэктомия, и позволяет сохранить позвоночный отросток и суставную поверхность. Эти результаты показывают, что надостные связки и межостные связки точно так же, как и желтая связка, капсула сустава и средняя суставная поверхность, имеют стабилизирующие функции. Удаление этих структур приводит к увеличению диапазона движения и нейтральной зоны. Первичная стабильность трансламинарных винтов при сгибании/выпрямлении и наклоне — то же самое, что и внутренний фиксатор с меньшей стабильностью в условиях враще-

ния (0,7° для фиксатора SOCON® и 1,3° для трансламинарных винтов). Из-за своей противоположной направленности винты не могут создавать компрессию ни в одном из суставов. Функция винтов проста, как и у болтов с нарезкой, служащая для блокировки суставной поверхности. Высокая первичная стабильность спондилодеза может быть достигнута с помощью обоих методов, как показывает данное биомеханическое исследование.

Хирургическое вмешательство, призванное сделать суставы ригидными и устранить движение, способно временно предотвратить дегенерацию дисков за счет ограничения их движения. Однако для восстановления баланса диска и контроля ухудшения ситуации полуэластичные устройства с кольцевыми связками, окружающими транспедикулярные винты в условиях натяжения, могут остановить лордоз, что может быть очень эффективным. Предварительно напряженные связки, согласно Graf, могут обеспечить контакт суставных поверхностей и привести к дорсальной продольной компрессии. Ламинэктомия изменяет расположение точки равновесия, двигая ее вперед, а пластика связок передвигает ее назад, к нормальному положению. Двигательный сегмент с помощью инструментов по методу Graf становится жестче, чем нормальный, и предотвращает артро-дез функциональной позвоночной единицы.

Связки, расположенные между остистыми отростками, испытывают наибольший стресс во время сгибания на уровне L4/L5 и создают огромное касательное напряжение, которое должно сопротивляться за счет фасетного комплекса. В качестве первоначального шага избирательной декомпрессии были удалены над- и межостные связки. В нашем собственном исследовании нестабильность, особенно под нагрузкой сгибания, сопровождается увеличением диапазона движения и нейтральной зоны. Оно должно компенсироваться ФПЭ после декомпрессии и нестабильностью диска. Если стабилизация с помощью инструментов доводится до конца, то ее сила должна компенсиро-

ваться за счет имплантированного устройства.

Хирургическая стабилизация позвоночника не требуется пациентам, у которых нормальный выровненный позвоночник. Группа пожилых пациентов, которым проводили декомпрессию при нестабильности, показала плохие результаты, декомпрессия при стабильности показала хорошие результаты, и, наконец, декомпрессия и синтез показали наилучшие клинические результаты. Все еще обсуждается, является ли необходимостью дополнительная стабильность при сегментной нестабильности. Согласно нашему исследованию, клиническая нестабильность не является категорией, которая существует или нет. Биомеханические тесты показали, что диапазон движения и нейтральная зона — обоснованные и важные параметры, позволяющие сделать более точное описание нестабильности. Длительное измерение с помощью, так называемой, электро-гониометрической системы полезно при оценке нестабильности в соответствии со структурными патологическими изменениями.

Некоторые виды нестабильности (при выпрямлении, сгибании, наклоне, вращении и при сочетании этих видов движения) зависят от различных дефектов — диско-связочных и костных, получившихся в результате всевозможных типов нагрузки. Для определения вида нестабильности необходима много-параметровая клиническая оценка. Это позволит проводить индивидуально выверенную хирургическую операцию с использованием стабилизационной техники с индивидуально подобранными инструментами. С таким подходом можно будет достичь лучших клинических результатов.

В нашем клиническом исходе после односегментной поясничной декомпрессии не было статистически значимой разницы между пластикой связок по методу Graf, спинно-вентральным синтезом с использованием фиксатора SOCON® и ретроперитонеальным доступом к интеркорпоральному трикорти-кальному трансплантату подвздошной кости для стабилизации поясничного отдела.

Мы делаем вывод о том, что, во быть принята к рассмотрению эф- ных усилий и функции, фиксирую-избежание нестабильности, должна фективность коактивации мышеч- щей полужесткое устройство.

Литература:

1. Adams, M. A technique for quantifying the bending moment acting on the lumbar spine in vivo /M. Adams, P. Dolan //J. Biomech.

- 1991. - V. 24. - P. 117-126.

2. Adelt, D. Nucleotomy and Ligamentoplastic Intervention. Initial Experience with Pedicular Polyethylene Ligaments /D. Adelt, U. Quint //7th International Conference on Lumbar Fusion and Stabilisation.

- Budapest, 1995.

3. Benini, A. Segmental instability and lumbar spinal canal stenosis. Theoretical, clinical and surgical aspects /A. Benini //Neurochirurg-ia Stuttg. - 1990. - V. 33, N 5. - P. 146-57.

4. Benini, A. Selective decompression and translaminar articular facet screw fixation for lumbar canal stenosis and disc protrusion /A. Benini, F. Magerl //Br. J. Neurosurg. - 1993. - V. 7, N 4. - P. 413-418.

5. Bogduk, N. Anatomy and biomechanics of psoas major /N. Bogduk, M. Pearcy, G. Hadfield //Clin. Biomech. - 1992. - N 7. - P. 109119.

6. Bosworth, D. Clothpin graft of the spine for spondylolisthesis and laminal defects /D. Bosworth //Am. J. Surg. - 1945. - V. 67. - P. 61-67.

7. Brunet, J. Acquired spondylolysis after spinal fusion /J. Brunet, J. Wiley //J. Bone Joint. Surg. - 1984. - V. 66-B. - P. 720-723.

8. Cholewicki, J. EMG assisted optimization: A hybrid approach for estimating muscle forces in an indeterminate biomechanical model /J. Cholewicki, S. McGill //J. Biomech. - 1994. - V. 27. - P. 12871289.

9. Dolan, P. The relationship between EMG activity and extensor moment generation in the erector spinae muscles during bending and lifting activities /P. Dolan, M. Adams //J. Biomech. - 1993. - V. 26, N 4-5. - P. 513-522.

10. The natural history of degenerative changes in the lumbar spine /ed. P. Dupuis. - Rockville Aspen, 1987. - Vol. 1.

11. El Bohy, A. Experimental verification of facet load transmission by direct measurement of facet lamina contact pressure /A. El Bohy, K. Yang, A. King //J. Biomech. - 1989. V. 22, N 8-9. - P. 931-941.

12. Farfan, H. The nature of instability /H. Farfan //Spine. - 1984. - V. 9. - P. 714-719.

13. Friedman, M. The use of ranks to avoid the assumption of normality implicit in the analysis of variance //M. Friedman //J. Am. Statist. Ass. - 1937. - V. 32. - P. 675-701.

14. Frymoyer, J. Segmental instability. Rational for treatment /J. Fry-moyer, D. Selby //Spine. - 1985. - N 10. - P. 280.

15. Gardner, A. Graf-Band-Stabilisation. An alternative to spinal fusion in degenerative lumbar disease /A. Gardner //Low back pain. - Aalborg, Danemark, 1992.

16. A combined finite element and optimization investigation of lumbar spine mechancis with and without muscles /V. Goel, W. Kong, S. Han Jung et al. //Spine. - 1993. - N 18. - P. 1531-1541.

17. Graf, H. Graf Ligaments: Five years experiments /H. Graf //7th international Conference on lumbar fusion and stabilisation. - Budapest, 1995.

18. Graf, H. Instabilité vertébrale traitment a l'aide d'un système souple /H. Graf //Rachis. - 1992. - N 4. - P. 123-137.

19. Grob, D. Stenosis of the lumbar spine in elderly persons. Surgical decompression /D. Grob, J. Dvorak //Schweiz Rundsch Med. Prax.

- 1996. - V. 85, N 43. - P. 1377-1382.

20. Guigui, P. Assessment of the use of the Graf ligamentoplasty in the surgical treatment of lumbar spinal stenosis. Apropos of a series of 26 patients /P. Guigui, D. Chopin //Rev. Chir. Orthop. Reparatrice Appar Mot. - 1994. - V. 80, N 8. - P. 681-688.

21. Guyer, D. Biomechanical comparison of seven internal fixation devices for the lumbosacral junction /D. Guyer, H. Yuan, F.Werner //Spine. - 1987. - N 12. - P. 569-573.

22. Hadra, B. Wiring the spinous processes in Pottos disease /B. Hadra //Trans Am. Orthop. Assoc. - 1891. - N 4. - P. 206-210.

23. Holm, S. Pathophysiology of disc degeneration /S.Holm //Acta Orthop. Scand. - 1993. - V. 251, Suppl. - P. 13-15.

24. Preoperative and postoperative instability in lumbar spinal stenosis /K. Johnsson, I. Redlund Johnell, A. Uden, S. Willner //Spine.

- 1989. - V. 14, N 6. - P. 591-593.

25. Junghanns, H. Die funktionelle Pathologie der Zwischenwirbelscheiben als Grundlage für klinische Betrachtungen /Junghanns H. //Langenbecks Arch. Chir. - 1951. - V. 267. - P. 393-417.

26. Pathology and pathogenesis of lumbar spondylosis and stenosis /eds.: W. Kirkaldy-Willis, K. Yong-Hing. - San Francisco: Radiology Res. and Educ. Foundation, 1983. - P. 169-180.

27. Knutsson, F. The instability associated with disc degeneration in the lumbar spine /F. Knutsson //Acta Radiol. - 1944. - N 25. - P. 593609.

28. Kornblatt, M. Internal fixation in lumbosacral spine fusion: A bio-mechanical and clinical study /M. Kornblatt, M. Casey, R. Jacobs //Clin. Orthop. - 1986. - V. 203. - P. 141-150.

29. Kumar, S. An electromyographic study of unresisted trunk rotation with normal velocity among healthy subjects /S. Kumar, Y. Narayan, M. Zedka //Spine. - 1996. - V. 21. - P. 1500-1512.

30. Biomechanische Aspekte zur Instabilität der Wirbelsäule /ed. B. Kummer - New York: Georg Thieme, 1991. - P. 8-14.

31. Macintosh, J. The effects of flexion on the geometry and actions of the lumbar erector spinae /J. Macintosh, N. Bogduk, M. Pearcy //Spine. - 1993. - N 18. - P. 884-893.

32. Translaminar facet joint screws to enhance segmental fusion of the lumbar spine /D. Marchesi, N. Boos, K. Zuber, M. Aebi //Eur Spine. J. - 1992. - N 1. - P. 125-130.

33. McGill, S. Estimation of force and extensor moment contributions of the disc and ligaments at L4/5 /S. McGill //Spine. - 1988. - N 13.

- P. 1395-1402.

34. McGregor, A. Changes in the motion characteristics of the lumbar spine as a measure of outcome /A. McGregor, I. McCarthy, S. Hughes //J. Bone Joint Surg. - 1996. - V. 78-B, Suppl. - P. 48.

35. Trunk strengths in attempted flexion, extension, and lateral bending in healthy subjects and patients with low-back disorders /T. McNeill, D. Warwick, G. Andersson, A. Schultz //Spine. - 1980.

- N 5. - P. 529-538.

36. Der Fixateur interne: Eine vergleichende biomechanische Studie verschiedener Systeme /L. Nolte, R. Steffen, J. Krämer, M. Jergas //Acta Traumatol. - 1993. - N 23. - P. 20-26.

37. Oxland, T. The onset and progression of spinal injury: a demonstration of neutral zone sensitivity /T. Oxland, M. Panjabi //J. Biomech.

- 1992. - V. 25, N 10. - P. 1165-1172.

38. Panjabi, M. Biomechanical evaluation of spinal fixation devices: I. A conceptual framework /M. Panjabi //Spine. - 1988. - N 13.

- P. 1129-1134.

39. Panjabi, M. The stabilizing system of the spine. Part II. Neutral zone and instability hypothesis /M. Panjabi //J. Spinal. Disord.

- 1992. - V. 5, N 4. - P. 390-396, Discussion 397.

40. Spinal stability and intersegmental muscle forces. A biomechani-cal model /M.Panjabi, K. Abumi, J. Duranceau, T. Oxland //Spine.

- 1989. - V. 14, N 2. - P. 194-200.

41. Database of isoinertial trunk strength test against three resistance levels in sagittal, frontal and transverse planes in normal male subjects /M. Parnianpour, F. Li, M. Nordin, N. Kahanovitz //Spine.

- 1989. - N 14. - P. 409-411.

42. Postacchini, F. Management of lumbar spinal stenosis /F. Post-acchini //J. Bone Joint. Surg. - 1996. - V. 78-B, N 1. - P. 154164.

43. Quint, U. Erfahrungen bei kombinierten Eingriffen an der lumbalen Wirbelsäule /U. Quint, D. Adelt //Unfallchirurgie. - 1995. - N 4. - P. 167-174.

44. Quint, U. Spinal Canal Stenosis - Its Differentiation and Surgical Treatment /U. Quint, D. Adelt //7th International Conference on Lumbar Fusion and Stabilisation. - Budapest, 1995.

45. Quint, U. Die disko-ligamentgre Instabilität der lumbalen Wirbelsäule /U. Quint, H.-J. Wilke, L. Claes //Hefte zu Der Unfallchirurg. - 1997.

- V. 268. - P. 244-247.

46. The importance of the intersegmental trunk muscles for the stability of the lumbar spine: A biomechanical study in vitro /U. Quint, H.-J. Wilke, A. Shirazi-Adl et al. //Spine. - 1998. - V. 23, N 18. - P. 1937-1945.

47. Reich, S. Translaminar facet screw fixation in lumbar spine fusion /S. Reich, P. Kuflik, M. Neuwirth //Spine. - 1993. - N 18. - P. 444449.

48. Lumbar iEMG during isotonic exercise: chronic low back pain patients versus controls /M. Robinson, J. Cassisi, P. Connor, M. Mac-Millan //J. Spinal. Disord. - 1992. - V. 5, N 1. - P. 8-15.

49. Segmentinstabilität thorakolumbaler A- und B-Frakturen nach Ausheilung - Eine klinisch experimentelle in vivo Studie /eds.: L. Rudig, J. Degreif, H.-J. Wilke et al. - Berlin: Springer, 1997. - V. 268. - P. 795-796.

50. Follow-up-Studie nach dynamischer und statischer Stabilisierung der lumbalen Wirbelsäule /G. Saxler, C. Wedemeyer, M. von Knoch et al. //Z. Orthop. - 2005. - V. 143. - P. 92-99.

51. Die lumbale Spinalkanalstenose /S. Schröder, K. Lackner, G. Anders, B. Vogeler //Z. Orthop. - 1982. - V. 120. - P. 134-145.

52. Sharma, M. Role of ligaments and facets in lumbar spinal stability /M. Sharma, N. Langrana, J. Rodriguez //Spine. - 1995. - V. 20, N 8. - P. 887-900.

53. Shirazi-Adl, A. Load-bearing role of facets in a lumbar segment under sagittal plane loadings /A. Shirazi-Adl, G. Drouin //J. Biomech.

- 1987. - N 20. - P. 601.

54. Spengler, D. Current concepts review. Degenerative stenosis of the lumbar spine /D. Spengler //J. Bone Joint. Surg. - 1987. - V. 69-A.

- P. 305-308.

55. Multidirectional stability of the Graf system /P. Strauss, J. Novotny, D. Wilder et al. //Spine. - 1994. - V. 19. - P. 965-972.

56. van Akkerveeken, P. Lumbar spinal stenosis. Classification and clinical presentation /van Akkerveeken P. //Orthopade. - 1993. - V. 22, N 4. - P. 202-210.

57. Verbiest, H. Pathomorphologic aspects of developmental lumbar stenosis /H. Verbiest //Orthop. Clin. North Am. - 1975. - N 6. - P. 177-196.

58. Wilcoxon, F. Individual comparisons by ranking methods /F. Wil-coxon //Biometrics. - 1945. - N 1. - P. 80-83.

59. A universal spine tester for in vitro experiments with muscle force simulation /H.-J. Wilke, L. Claes, H. Schmitt, S. Wolf //Eur. Spine J.

- 1994. - N 3. - P. 91-97.

60. Wilke, H.-J. Dreidimensionales Goniometermeßsystem zur Analyse von Bewegungen mit sechs /H.-J. Wilke, G. Ostertag, L. Claes //Freiheitsgraden Biomed Technik. - 1994. - V. 39. - P. 149-155.

61. Indication of fusion for lumbar spinal stenosis in elderly patients and its significance /K. Yone, T. Sakou, Y. Kawauchi et al. //Spine.

- 1996. - V. 21, 2. - P. 242-248.

62. Wide versus selective decompression in the operative treatment of lumbar spinal stenosis /C. Yu, B. Tay //Singapore Med. J. - 1992.

- V. 33, N 4. - P. 378-379.

Сведения об авторах:

Улрих Квинт, д.м.н., доцент, центр травматологии и ортопедии при госпитале Св. Мариена, г. Хамм (заведующий: У. Квинт, д.м.н.), отделение лечения позвоночника, Nassau-егейг. 13-19, D-59065, г. Хамм, Германия. Ганс-Йоахим Уилке, проф., отделение хирургических исследований и биомеханики (директор: Л.Е. Клаес, проф.), хирургическая университетская клиника, D-89081, г. Ульм, Германия.

Люц Клаес, проф., отделение хирургических исследований и биомеханики (директор: Л.Е. Клаес, проф.), хирургическая университетская клиника, D-89081, г. Ульм, Германия. Франц Лоер, д.м.н., проф., ортопедическая клиника и поликлиника университета Дуйсбурга-Эссена (дирек-

тор Франц Лоер), Hufelandstr. 55, 45122, Эссен, Германия.

Адрес для переписки:

Улрих Квинт, д.м.н., доцент, центр травматологии и ортопедии при госпитале Св. Мариена, г. Хамм (заведующий: У. Квинт, д.м.н.), отделение лечения позвоночника Nassauerstr. 13-19, D-59065, Хамм, Германия E-mail: [email protected]

Благодарность:

Данная работа частично поддержана Немецкой научно-исследовательской группой (DFG-CL-77 / 2 - 3 D).

Information about authors: tor: Prof. Dr.F.Löer), Hufelandstr. 55, 45122 Essen, Germany. Priv.-Doz. Dr.med. Ulrich Quint, Orthopädisch-Traumatolo- gisches Zentrum am St.Marien-Hospital Hamm, (head: PD.Dr. Adress for correspondence: med.U.Quint), Spine Unit, Nassauerstr. 13-19, D-59065 Hamm, Germany. Priv.-Doz. Dr.med. Ulrich Quint, Orthopädisch-Traumatologisch-Professor Dr. Hans-Joachim Wilke, Department Un- es Zentrum am St.Marien-Hospital Hamm, (head: PD.Dr.med. fallchirurgische Forschung und Biomechanik, (director: Prof. U.Quint), Spine Unit, Nassauerstr. 13-19, D-59065 Hamm, Ger-Dr.L.E.Claes), Chirurgische Universitätsklinik, D-89081 Ulm, many. Germany. E-mail: [email protected] Professor Dr. Lutz Claes, Department Unfallchirurgische Forschung und Biomechanik, (director: Prof. Dr.L.E.Claes), Chirur- Acknowledgement: gische Universitätsklinik, D-89081 Ulm, Germany. Professor Dr.med. Franz Löer, Orthopädische Klinik The present work was partially supported by the German scien-und Poliklinik der Universität Duisburg - Essen, (direc- tific research group (DFG-CL-77 / 2 - 3 D).

1