Важно! При установке этих винтов важно просверлить направляющее отверстие правильного размера. Также важно использовать дрель с меньшим крутящим моментом/патроном. Не используйте ударную дрель.

Особенности

• Глубокая выемка в форме звезды T-15 Специально спроектированная головка позволяет меньше скользить и снимать головки
• 410 Нержавеющая сталь, покрытие Xylan и блестящая закалка
• Острие сверла №3 легко врезается в материал настила и аккуратно проникает в доски настила и нижележащие металлические балки 90 044
• Наконечник шнека для самонарезания
• Для стальных балок и морской среды
• Головка винта до начала резьбы 3/8″ для винта 1-5/8″

Описание

Шурупы-саморезы для настила по металлу #7 x 1-5/8″ предназначены специально для крепления металлических балок. Эти шурупы для настила можно использовать для крепления большинства типов материалов настила, таких как твердая древесина, термообработанная древесина (термически модифицированная), мягкая древесина, композит и ПВХ с алюминиевыми, нержавеющими и стальными подконструкциями.

Специально спроектированный наконечник шнека DeckWise легко проникает в металлическую балку под ним Шурупы DeckWise для настила металлических балок представляют собой высокоэффективные крепежные детали, которые позволяют строителям настила и архитекторам обеспечивать своим клиентам однородные и долговечные чистые поверхности при использовании с нашими скрытыми креплениями для настила.0003

Технические характеристики

Масса и размеры

Информация и руководства

Извлечение поясничной пластины с винтами разной длины

Int J Spine Surg. 2012 г.; 6: 8–12.

Опубликовано в Интернете 1 декабря 2012 г. doi: 10.1016/j.ijsp.2011.12.002

Дэниел Кайл Палмер, бакалавр наук, Дэвид Риос, бакалавр наук, Wyzscx Merfil Patacxil, MS, Paul A. Williams, MS, Wayne K. Cheng, MD, и Serkan İnceo ğlu, PhD ^*

Информация об авторе Информация об авторских правах и лицензиях Отказ от ответственности

История вопроса

Длина винта влияет на стабильность в различных ортопедических фиксирующих устройствах. В литературе мало или совсем нет информации о взаимосвязи между силой отрыва пластины и длиной винта в конструкциях пластин для переднего поясничного межтелового спондилодеза (ALIF). Такое описание может оказаться полезным, особенно при лечении пациентов с остеопорозом, когда максимальная стабильность конструкции имеет первостепенное значение. Наша цель — описать влияние длины винта на стабильность пластины ALIF в моделях костной пены с тяжелым и легким остеопорозом.

Методы

Испытания проводились на пенополиуретановых блоках плотностью 0,08 г/см ³ и 0,16 г/см ³ . Четырехвинтовые одноуровневые пластинчатые конструкции ALIF крепились к пенополиуретановым блокам с помощью наборов самонарезающих губчатых костных винтов длиной 20, 24, 28, 32 и 36 мм и диаметром 6,0 мм. Пластины вытягивали со скоростью 1 мм/мин до разрушения, что определялось последовательно уменьшающейся нагрузкой, несмотря на увеличивающееся смещение.

Результаты

Нагрузка на отрыв в пенопласте 0,08 г/см ³ для 20-, 24-, 28-, 32- и 36-мм винтов составляла в среднем 303, 388, 479, 586 и 708 Н соответственно, увеличиваясь в среднем на 25,2 Н/мм. В пенопласте 0,16 г/см ³ выдергивающая нагрузка для 20-, 24-, 28-, 32- и 36-мм винтов составляла в среднем 1004, 1335, 1569, 1907 и 2162 Н соответственно, увеличиваясь в среднем на 72,2 Н/мм.

Выводы

Ожидается, что использование более длинных винтов при установке пластин ALIF повысит устойчивость конструкции. Однако стабилизация длины винта у пациентов с остеопорозом ограничена.

Ключевые слова: ALIF, Поясничный отдел позвоночника, Передняя пластина, Вытяжка, Полиуретановая пена, Длина винта

Передний поясничный межтеловой спондилодез (ALIF) обычно применяется при хирургическом лечении дегенеративных состояний позвоночника, таких как дискогенная боль, нестабильность и спондилолистез. ^{1, 2} Важным условием успешного применения этой методики является сохранение стабильности конструкции до слияния. Стабильность переднего межтелового спондилодеза может быть повышена передней пластиной или транспедикулярной фиксацией, хотя последняя требует изменения положения пациента для дополнительного доступа. Многочисленные биомеханические исследования показали, что стабилизирующая эффективность передних пластин приближается к эффективности задней фиксации. ^{3, 4} Когда стабилизация обеспечивается передней пластиной, удерживающая способность винтов, фиксирующих переднюю пластину на месте, связана с успехом процедуры. Многие авторы изучали факторы, влияющие на стабильность винтов, такие как плотность кости, наружный диаметр винта, отношение наружного диаметра винта к внутреннему диаметру винта, шаг резьбы, канюлирование и длина винта. ^5–9 Соответственно, остеопороз может быть противопоказанием к ALIF в зависимости от степени тяжести из-за пониженной стабильности конструкции. Особенно важно рассмотреть средства повышения стабильности конструкции у пациентов с остеопорозом с пограничным соответствием критериям ALIF, чтобы обеспечить проведение надлежащего лечения.

Биомеханический анализ стабильности конструкции часто включает испытания на отрыв; хотя это отличается от режима отказа in vivo, это легко обеспечивает стандартизированные значения для сравнения стабильности конструкции. Полиуретановая (ПУ) пена использовалась во многих исследованиях с извлечением, поскольку она воспроизводит биомеханические свойства губчатой ​​кости, а также обеспечивает повышенную однородность внутри и между образцами по сравнению с трупными позвонками. ^10–18 Используя одиночные винты, вставленные в пенополиуретан, DeCoster et al. ⁹ показал взаимосвязь между усилием на вырыв и диаметром большого винта, отношением диаметра большого винта к диаметру малого винта и шагом резьбы. Совсем недавно DiPaola et al. ¹⁶ использовали полиуретановую пену, чтобы показать, что переднешейные винтовые пластины с переменным углом создают более высокие усилия отрыва, чем эквивалентные конструкции с фиксированным углом. Кроме того, они показали, что прочность на выдергивание была самой высокой, когда винты вставлялись прямо в пенопласт, а не под углом. ¹⁶ Конрад и др. ¹⁹ обнаружили, что увеличение длины цервикального винта увеличивает прочность на отрыв винта на 16 Н/мм.

Однако, насколько нам известно, зависимость между длиной винта в конструкции поясничной передней пластины и силой отрыва пластины еще предстоит определить. Мы проанализировали прочность на отрыв пластины ALIF в моделях губчатой ​​кости как с легкой, так и с тяжелой формой остеопороза, используя винты 5 различной длины. Мы предположили, что нагрузка на отрыв будет увеличиваться с увеличением длины винта и что это будет происходить одинаково при обеих плотностях пенопласта.

Испытания проводились на пенополиуретановых блоках (Sawbones, Vashon, Washington) с плотностью 0,16 г/см ³ и 0,08 г/см ³ , имитирующих губчатую кость с легким и тяжелым остеопорозом соответственно. Размеры блока 130 × 40 × 60 мм были выбраны для обеспечения надежного захвата и двустороннего использования. Четырехвинтовые одноуровневые пластины ALIF с переменным углом (Lanx, Broomfield, Colorado) были прикреплены к пенополиуретановым блокам с помощью наборов самонарезающих губчатых костных винтов длиной 20, 24, 28, 32 и 36 мм и диаметром 6,0 мм (1). Пилотные отверстия были просверлены в пенопластовом блоке перпендикулярно его оси с помощью сверла 1/8 дюйма, в которые были помещены винты и должным образом затянуты одним исследователем, чтобы уменьшить колебания крутящего момента при введении.

Открыть в отдельном окне

Пластина ALIF, прикрепленная к пенопластовому блоку, и проверенная длина шурупов (вставка).

Биомеханические испытания проводились на машине для испытания материалов (Instron, Norwood, Massachusetts). Два зажима, расположенные на расстоянии 1 см от противоположных краев пластины, использовались для фиксации пеноблоков на месте и предотвращения их изгиба. Затем пластины были соединены с тензодатчиком путем закрепления резьбового стержня в центральном резьбовом отверстии в пластине (). К пластине была приложена предварительная нагрузка 50 Н. Пластины вытягивали со скоростью 1 мм/мин до разрушения. Выдергивающая нагрузка определялась как максимальная нагрузка, возникающая перед разрушением, которая определялась последовательно уменьшающейся нагрузкой, несмотря на увеличение смещения (). Были записаны данные нагрузки-перемещения. Жесткость рассчитывали как наклон линейной области кривой нагрузки-перемещения до предела текучести. В каждой группе было проведено пять тестов на отрыв. Регрессионный анализ (программное обеспечение SPSS, версия 18; SPSS, Чикаго, Иллинойс) использовался для определения взаимосвязи между длиной винта и нагрузкой на отрыв или жесткостью.

Открыть в отдельном окне

Кривые нагрузка-перемещение для обеих плотностей пены.

Усилие вырыва в 0,08 г/см ³ Пена для 20-, 24-, 28-, 32- и 36-мм винтов составляла в среднем 303, 388, 479, 586 и 708 Н соответственно. В пенопласте 0,16 г/см ³ выдергивающая нагрузка для винтов 20, 24, 28, 32 и 36 мм составила в среднем 1004, 1335, 1569, 1907 и 2162 Н соответственно (). При каждой длине винта усилие вырыва в пене с более низкой плотностью составляло примерно 30% от нагрузки в пене с более высокой плотностью.

Таблица 1

Сводка максимальной нагрузки до разрушения для каждой длины винта и плотности пены

Открыть в отдельном окне

Было обнаружено, что усилие вырыва увеличивается с увеличением длины винта при обеих плотностях пены. В случае пенопласта с более низкой плотностью (0,08 г/см ³ ) на каждый миллиметр увеличения длины винта прибавлялось среднее значение 25,2 Н (). В пене более высокой плотности (0,16 г/см 90 165 3 90 166 ) на каждый миллиметр увеличения длины винта было получено среднее значение 72,2 Н (рис. 1). Вырывающая нагрузка была линейно связана с длиной шурупа при обеих плотностях пенопласта () и демонстрировала сильную регрессию с длиной шурупа ( r = 0,97, P < ,001 для 0,16 г/см ³ ; r = 0,98, P < ,001 для 0,08 г/см ³ ). Жесткость также сильно регрессировала с длиной винта ( r = 0,82, P < 0,001 для 0,16 г/см ³ ; r = 0,87, P < 0,001 для 0,0 8 г/см ³ ) ().

Открыть в отдельном окне

Максимальная нагрузка на вырыв в зависимости от длины винта.

Открыть в отдельном окне

График зависимости жесткости от длины винта.

Таблица 2

Результаты регрессии для образцов пеноблоков низкой (0,08 г/см ³ ) и средней плотности (0,16 г/см ³ )

Параметр	Наклон (95% ДИ)	г Значение	P Значение	Отношение
0,08 г/см 3				9007 2
Максимальная нагрузка	25,2 Н (8,8%)	0,980	<. 001
Смещение	0,03 мм (30,3%)	0,821	<.001
Жесткость	24,6 Н/мм (24,2%)	0 0,16 г/см 3
Максимальная нагрузка	72,2 Н (11,2%)	0,968	<.001	2,87
Смещение	0,02 мм (60,9%)	0,584	. 002 900 69	0,67
Жесткость	51,6 Н/мм (30,5%)	0,816	<.001	2,10

Открыть в отдельном окне

ПРИМЕЧАНИЕ. 95% ДИ для наклона дается в процентах от наклона. Наклон выражается как изменение на миллиметр длины винта. Отношение представляет собой склон средней плотности, деленный на склон низкой плотности.

Существует множество факторов, которые следует учитывать при попытке максимизировать стабильность конструкции с винтовой пластиной ALIF. Переменные, имеющие особое значение для силы выдергивания винта, включают плотность кости, наружный диаметр винта, длину винта и тип винта. ^5–9 Часто на выбор хирурга имеется ряд допустимых длин винтов; однако наружный диаметр винта и тип стержня винта более или менее фиксированы, а плотность кости сильно зависит от пациента. В этом исследовании мы проанализировали влияние длины винта на стабильность конструкции винтовой пластины ALIF в моделях губчатой ​​кости с легким и тяжелым остеопорозом.

Результаты показывают, что прочность конструкции пластины с винтом ALIF на отрыв прямо коррелирует с длиной винта. Это наблюдалось как в моделях костной пены с легким, так и с тяжелым остеопорозом. В то время как примерно удвоение длины винта привело к примерно удвоению прочности на вырыв при обеих плотностях пенопласта, абсолютное увеличение нагрузки на добавленный миллиметр было значительно больше для пены с более высокой плотностью (72,2 Н/мм по сравнению с 25,2 Н/мм). Конрад и др. ¹⁹ наблюдалось аналогичное увеличение нагрузки на добавленный миллиметр в 0,16 г/см ³ пенопласт (16 Н/мм), учитывая, что их испытания на выдергивание проводились на одиночных винтах. Следовательно, можно ожидать, что увеличение длины винта ALIF повысит стабильность конструкции у пациентов с остеопорозом, хотя и не в такой степени, как у пациентов без остеопороза. Это уместно, потому что анатомия пациента ограничивает длину, на которую хирург может увеличить винт, не рискуя серьезными осложнениями. Ативирахам и др. ²⁰ наблюдали средний передне-задний диаметр тел поясничных позвонков 34,8 ± 4,3 мм при исследовании 123 взрослых мужчин и женщин. Тщательная оценка анатомических особенностей пациента может помочь хирургу в определении максимальной безопасной длины винта. По нашему опыту, наиболее распространенная длина винтов для установки пластин ALIF составляет от 24 до 32 мм.

Эти результаты согласуются с результатами Dvorak et al. ⁶ , демонстрируя большое значение плотности костной ткани для стабильности передних конструкций с винтовыми пластинами. Данные показывают, что удвоение длины винта примерно удваивает усилие на отрыв, тогда как удвоение плотности примерно утраивает усилие на отрыв. Даже набор 36-мм винтов, используемых в пенополиуретане ³ плотностью 0,08 г/см, не уступает прочности на отрыв, полученной с помощью 20-мм винтов в пене 0,16 г/см ³ . Это говорит о том, что плотность кости более важна для стабильности конструкции, чем длина винта. Таким образом, методы увеличения плотности тел позвонков могут рассматриваться для квалификации пациентов с остеопорозом для ALIF. Цементное наращивание обычно используется для увеличения плотности. ^{21, 22} В качестве альтернативы, поскольку плотность костной ткани в теле позвонка различается, размещение винтов в разных местах внутри позвонка также может способствовать повышению стабильности конструкции. Исследования на трупах показали, что бикортикальные винты, расположенные рядом с замыкательной пластинкой, более устойчивы к защелкиванию, чем бикортикальные винты, установленные в центре тела позвонка. ^{23, 24} Это может быть результатом повышенной плотности кортикальной оболочки, а также трабекулярного нарушения с возрастом, начинающегося в центре тела позвонка и прогрессирующего кнаружи. ²⁵ Другие средства стабилизации включают добавление задних инструментов, таких как устройства для спондилодеза на ножке и межостистые распорки. ^{3, 4, 26}

Ограничения этого исследования аналогичны ограничениям многих биомеханических исследований in vitro. Во-первых, разрушение конструкции из-за вытягивания отличается от разрушения конструкции in vivo, которое включает механизмы циклической загрузки. Во-вторых, в этом исследовании использовалась только 1 конструкция винтовой пластины ALIF, а прочность конструкции пластины может варьироваться в зависимости от конструкции. ⁶ Наконец, хотя полиуретановая пена обеспечивает повышенную однородность внутри и между образцами, она не является идеально репрезентативной для позвонка. Последующие испытания на выдергивание с использованием трупов могут подтвердить результаты, первоначально наблюдаемые в пенополиуретане.

В заключение следует отметить, что использование более длинных винтов при установке пластины ALIF повышает устойчивость конструкции. Однако стабилизация длины винта у пациентов с остеопорозом ограничена.

Авторы благодарят Lanx за предоставление необходимых пластин и винтов, Элизабет Кларк и Мэри Колб за всю их административную помощь, а также Джеффри Чена и Уорри Лайон за их помощь в проведении тестов на отрыв.

1. Майер Х.М. Концепция АЛИФ. Eur Spine J. 2000; 9 (Приложение 1): S35–43. [Бесплатная статья PMC] [PubMed] [Google Scholar]

2. Li J, Dumonski ML, Liu Q. Многоцентровое исследование по оценке безопасности и эффективности автономного переднего углеродного I/F каркаса для переднего поясничного межтелового спондилодеза: двухлетние результаты клинического испытания исследовательского устройства Управления по санитарному надзору за качеством пищевых продуктов и медикаментов. Позвоночник (Фила Па, 1976) 2010: E1564–70. [PubMed] [Google Scholar]

3. Цермиадианос М.Н., Мехаил А., Воронов Л.И. Повышение стабильности переднего поясничного межтелового спондилодеза: биомеханическое сравнение передней пластины и заднего транспедикулярного инструментария. Позвоночник (Фила Па 1976) 2008:E38–43. [PubMed] [Google Scholar]

4. Николс Т.А., Янцер Б.К., Аламеда С., Джонсон В.М., Гиот Б.Х. Аугментация переднего поясничного межтелового спондилодеза передней пластиной или транспедикулярной фиксацией: сравнительное биомеханическое исследование in vitro. J Нейрохирург позвоночника. 2007; 6: 267–71. [PubMed] [Google Scholar]

5. Hitchon PW, Brenton MD, Coppes JK, From AM, Torner JC. Факторы, влияющие на прочность на отрыв самосверлящих и самонарезающих передних шейных винтов. Позвоночник (Фила Па 1976) 2003:9–13. [PubMed] [Google Scholar]

6. Дворжак М.Ф., Питцен Т., Чжу К., Гордон Д.Д., Фишер К.Г., Оксленд Т.Р. Фиксация передней шейной пластиной: биомеханическое исследование для оценки влияния конструкции пластины, препарирования замыкательной пластины и минеральной плотности кости. Позвоночник (Фила Па, 1976) 2005: 294–301. [PubMed] [Google Scholar]

7. Pitzen T, Barbier D, Tintinger F, Steudel WI, Strowitzki M. Винтовая фиксация к задней кортикальной оболочке не влияет на пиковый торк и отрыв при переднем цервикальном покрытии. Европейский позвоночник Дж. 2002; 11:494–9. [Бесплатная статья PMC] [PubMed] [Google Scholar]

8. Zhang QH, Tan SH, Chou SM. Исследование силы выдергивания фиксирующих винтов на позвоночнике человека. Дж. Биомех. 2004; 37: 479–85. [PubMed] [Google Scholar]

9. DeCoster TA, Heetderks DB, Downey DJ, Ferries JS, Jones W. Оптимизация силы вытягивания костных винтов. J Ортопедическая травма. 1990; 4: 169–74. [PubMed] [Google Scholar]

10. Рамасвами Р., Эванс С., Косашвили Ю. Удерживающая способность винтов с переменным шагом в кости с остеопорозом, остеопенией и нормальной костью: все ли винты одинаковы? Рана. 2010;41:179–83. [PubMed] [Google Scholar]

11. Сживек Дж. А., Томпсон Дж. Д., Бенджамин Дж. Б. Характеристика трех составов синтетической пены в качестве моделей для различных типов губчатых костей человека. J Приложение Биоматер. 1995; 6: 125–8. [PubMed] [Google Scholar]

12. Томпсон Дж. Д., Бенджамин Дж. Б., Шивек Дж. А. Прочность на отрыв канюлированных и неканюлированных губчатых костных винтов. Clin Orthop Relat Relat Res. 1997: 241–9. [PubMed] [Google Scholar]

13. Хсу С.К., Чао С.К., Ван Дж.Л., Хоу С.М., Цай Ю.Т., Лин Дж. Повышение прочности на отрыв спинальных транспедикулярных винтов с коническим сердечником: биомеханические тесты и анализ методом конечных элементов. J Ортоп Res. 2005; 23: 788–9.4. [PubMed] [Google Scholar]

14. Чепмен Дж. Р., Харрингтон Р. М., Ли К. М., Андерсон П. А., Тенсер А. Ф., Ковальски Д. Факторы, влияющие на прочность на отрыв губчатых костных винтов. J Биомех Инж. 1996; 118: 391–8. [PubMed] [Google Scholar]

15. DiPaola CP, Jacobson JA, Awad H, Conrad BP, Rechtine GR., II Сила вытягивания винта зависит от ориентации винта в конструкции передней шейной пластины. J Техника расстройств позвоночника. 2007; 20: 369–73. [PubMed] [Google Scholar]

16. Dipaola CP, Jacobson JA, Awad H, Conrad BP, Rechtine GR., II Ориентация винтов и тип пластины (переменный угол против фиксированного угла) влияют на силу фиксации для биомеханического тестирования in vitro Synthes CSLP. Спайн Дж. 2008; 8: 717–22. [PubMed] [Академия Google]

17. Патель П.С., Шеперд Д.Е., Хакинс Д.В. Компрессионные свойства коммерчески доступных пенополиуретанов в качестве механических моделей губчатой ​​кости человека, страдающих остеопорозом. BMC Расстройство опорно-двигательного аппарата. 2008; 9:137. [Бесплатная статья PMC] [PubMed] [Google Scholar]

18. Patel PS, Shepherd DE, Hukins DW. Влияние угла введения винта и типа резьбы на прочность на отрыв костных винтов в моделях нормальной и остеопоротической губчатой ​​кости. мед. инж. физ. 2010;32:822–8. [PubMed] [Академия Google]

19. Конрад Б.П., Кордиста А.Г., Городиский М., Рехтине Г.Р. Биомеханическая оценка прочности на отрыв шейных винтов. J Техника расстройств позвоночника. 2005; 18: 506–10. [PubMed] [Google Scholar]

20. Ативирахам А., Йен Д., Скотт С., Соболески Д. Клиническая корреляция радиологического спинального стеноза после стандартизации размеров тел позвонков. Клин Радиол. 2007; 62: 776–80. [PubMed] [Google Scholar]

21. Steens J, Verdonschot N, Aalsma AM, Hosman AJ. Влияние аугментации замыкательной пластинки цементом на прочность и жесткость позвонков при вертебропластике. Позвоночник (Фила Па 1976) 2007:E419–22. [PubMed] [Google Scholar]

22.