25.12.2015
Трибологические механизмы в развитии нестабильности эндопротеза тазобедренного сустава
Основные требования к эндопротезу такие же, как к другим имплантатам и заключаются,во-первых, в минимальном патогенетическом действии на окружающую ткань и организм в целом (принцип биосовместимости) а, во-вторых, в адекватности конструкции функции протеза (принцип функциональности).
Имплантация эндопротеза тазобедренного сустава предназначена для замещения утраченной биохимической функции естественного сустава. Основные требования к эндопротезу такие же, как к другим имплантатам и заключаются,во-первых, в минимальном патогенетическом действии на окружающую ткань и организм в целом (принцип биосовместимости) а, во-вторых, в адекватности конструкции функции протеза (принцип функциональности). Искусственный тазобедренный сустав является многокомпонентной системой, которая эксплуатируется в агрессивной среде в условиях переменной нагрузки с ассиметричным циклом и большой амплитуды нагружения, позтому выполнение указанных принципов-чрезвычайно сложная задача. Нерешенная проблема артропластики сустава состоит в том, что рано или поздно наступает расшатывание закрепленных в кости компонентов системы, создающее ряд неудобств для больного и требующее ревизионной операции.
До сих пор ведется дискуссия о первичной роли механических или биологических процессов в развитии нестабильности фиксации эндопротеза.
Большинство авторов считает, что определяющую роль в инициации нестабильности играют продукты износа, образующиеся в ходе многолетнего функционирования системы и активирующие околопротезную резорбцию костной
ткани. Действительно, существует связь между объемным износом деталей эндопротеза и величиной их нестабильности На наш взгляд, механизм развития нестабильности эндопротеза более полно может быть описан с использованием системного подхода. Поэтому актуальным является вопрос рассмотрения эндопротеза тазобедренного сустава (с цементной или бесцементной фиксацией) и окружающей его ткани как открытой системы, элементы которой
(кость-цемент-чашка-биологическая жидкость–шаровая головка–стержень (цемент-кость)) находятся в трибологическом контакте и обмениваются между собой веществом и энергией.
Конструкция тотального эндопротеза тазобедренного сустава в месте трибологического сочленения представляет собой погруженную в чашку шаровую головку диаметром от 22 до 35 мм. Такой искусственный сустав полностью лишен связочного аппарата. Хотя увеличение диаметра сопряжения уменьшает вероятность вывиха, но одновременно приводит к увеличению силы трения и часто – объемному износу.
Интенсивность износа трущихся поверхностей в шаровом сочленении пропорциональна коэффициенту трения и все конструктивные модификации эндопротезов направлены на его уменьшение. Основные требования к шаровому
сочленению тотального эндопротеза заключается в уменьшении действия факторов, увеличивающих силы трения в трибологическом узле(минимальные коэффициенты трения покоя и скольжения при малых скоростях) интенсивно-
сти износа артикуляционной поверхности .
Для функционирующего в биологической среде эндопротеза основное значение играют абразивное, окислительное и водородное изнашивания. Под абразивным износом понимают разрушение поверхностей трения под воздействием твердых частиц, образующихся в зоне трения. В пятнах трибологического контакта интенсивно протекают процессы окисления, образования различных химических соединений и взаимной диффузии. Проникновение атомов
водорода в кристаллическую решетку металлических деталей вызывает их охрупчивание. При трении происходит увеличение скорости межзернового и межкристаллического растрескивания . Все виды приводят к образованию частиц размером от 0,1 до 30 и более мкм. Мелкие частицы образуются, как правило, благодаря механическому воздействию с превышением порога внешнего трения в зонах пятен контакта,а более крупные-вследствие усталого разрушения поверхности и последующей декогезии частиц .
Характер трения зависит от шероховатости поверхности, скорости перемещения трущихся деталей, нагружения зоны трения, физико-химического качества смазки (вязкость, плотность) и деталей пары трения (способность к адсорбции, химическое сродство поверхностей между собой и по отношению к составляющим смазывающей жидкости). Суставная пара эндопротеза работает в условиях достаточно интенсивного омывания средой, основным компонентом которой является синовиальная жидкость.Толщина и характер смазывающего слоя жидкости определяют вид трения : при относительной толщине слоя смазки h<1 (т.е. толщина изолирующей пленки жидкости меньше суммы высот шероховатостей на поверхности пары трения) осуществляется трение при граничной смазке, при 1
намическое трение, при котором происходит упругая деформация деталей из-за возникновения «клиньев» смазки между поверхностями, а при 5
трение. Наконец, при 5
случаев имеет место смешанное трение. Исходя из этой классификации видов трения, сущест-
вующие суставные пары эндопротезов тазобедренного сустава можно разделить на три группы:
1. Суставные пары с граничным трением и возможным переходом в ходе приработки деталей к эластогиродинамическому трению, выполненные из однородных материалов (металл/металл или керамика/керамика) с малой точностью исполнения трущихся поверхностей(шероховатость Rа>0,16 мкм). Характеризуются большим начальным коэффициентом трения
(0,9-1,2), который уменьшается (до 0,3-0,4) по мере приработки деталей. В процессе приработки возникают нагрузки, которые передаются на кости в местах закрепления деталей эндопротеза и являются причиной постоянных микросдвигов
компонентов относительно костной ткани или цемента, увеличивая тем самым риск возникновения ранней нестабильности. Кроме того,в ходе этого процесса образуется большое количество продуктов износа,способных вызывать
воспалительную реакцию в околопротезных тканях. Освобождаемые металлоионы, такие как Сo, Cr, Mo, Ni, U и Al, могут быть потенциально токсичными и приводить к неврологическим симптомам или нарушению минерализации кости.
2. Суставные пары с квазижидкостным трением, в которых для изготовления чашки используется ультравысокомолекулярный полиэтилен (мол. вес около около 4000 кДа), а шаровые головки –металлические или керамические(коэффициент трения 0,17-0,3). Хорошие клинические результаты были достигнуты при обязательном соблюдении следующих условий:цементное закрепление чашки, толщина стенок чашки не менее 6-8 мм (для обеспечения необходимой жесткости), отклонение от сферичности шара не более 2 мкм и шероховатость шара
Rа<0,05 мкм. В этой группе суставных пар осуществляется квазижидкостное (размягчение пластмассы в точках контакта) и граничное трение с возможным переходом в смешанное. Износ полиэтиленовой чашки в паре с металлической головкой составляет до 0,1-0,3 мм в год и около 0,05-0,16 мм в год – в паре с керамической головкой . Преимущества неметаллических инертных керамических поверхностей включают малую вероятность образования при трении металло-ионов и хорошую смачиваемость. Благодаря этим характеристикам в течение 10 лет функционирования эндопротеза
обеспечивается в 2-3 раза меньший износ полиэтилена, чем в паре с металлической шаровой головкой .
Полиэтиленовые чашки с бесцементной фиксацией в прямом контакте с костью не прошли клинических испытаний. Полиэтилен быстро стирался хрящевыми и костными остатками в формируемой соединительнотканной мантии, что вызывало воспалительную реакцию на инородное тело . Поэтому в дальнейшем при бесцементном протезировании
полиэтилен стали использовать только в качестве артикуляционного компонента, который вставляется в металлическую оболочку, имеющую прямой контакт с костью Такая модульная конструкция позволяет менять только полиэтиленовый вкладыш во время ацетабулярной ревизии Многолетнее функционирование трибологического узла приводит к образованию полиэтиленовых частиц размером около 0,5 мкм, а также химических соединений между продуктами деполимеризации полиэтилена и веществами суставной жидкости.
Эти продукты накапливаются и постепенно диффундируют в околопротезные ткани ацетабулярного компонента, вызывая в ней воспалительную реакцию . Таким образом, через 10 лет эксплуатации или раньше (от 3 до 5 лет),в зависимости от конструкции система может переходить в стадию интенсивного трибологического износа и биологического ответа
околопротезной ткани, которая имеет лавинообразный характер и приводит к миграции чашки.
3. Суставные пары с высокой точностью исполнения и преобладанием гидродинамического трения, в которых используются сочетания материалов – металл/металл, керамика/керамика или металл/керамика.
На основе приведенных данные, а также собственных расчетов, базирующихся на общепризнанных триботехнических закономерностях, мы считаем, что ориентировочные допуски на размеры деталей пары трения, для ее работы в режиме гидродинамического трения должны быть следующими: при шероховатости поверхностей Rz=0,2 мкм необходимо выполнить минимальный зазор между деталями около 2 мкм,при этом если отклонение для обеих сопрягаемых деталей от округлости состоит 1 мкм, то величина зазора будет изменяться от 2 до 4 мкм.
В общем случае величина зазора имеет оптимум. Переход на граничное трение происходит как вследствие увеличения зазора и снижения таким образом несущей способности пленки жидкости, так и уменьшения зазора, приводящего к зацеплению микронеровностей.
В суставных парах со съемными шаровыми головками используется конусообразное втулочное соединение. Насадка металлических или керамических шаровых головок на втулки требует соблюдения ряда методических рекомендаций. Неудачная насадка может приводить к фреттинговой коррозии втулки и даже перелому шаровой головки. Кроме того, износ в таких системах может во многом определяться гальванической и щелевой коррозией . В тканях, окружающих модульную систему (головка из кобальт-хромовогосплава \ втулка из кобальт-хромового или титанового (Ti-6Al-4V)
сплавов), обнаруживают оксиды и хлориды металлов, а также материал, обогащенный аморфным хромортофосфатгидратом .
Все попытки закреплять головку эндопротеза непосредственно на верхушке бедренной кости пока не увенчались успехом. Поэтому в настоящее время используется травматичная операция по погружению в костно-мозговой канал стержня, несущего шаровую головку. Феморальный компонент эндопротеза может быть классифицирован по типу фиксации на два вида: цементный и бесцементный.
Основной причиной расшатывания компонентов эндопротеза с цементной фиксацией является крошение цемента и образование мелких частиц, вызывающих развитие агрессивного грануломатозного ответа и остеокластическую
резорбцию околопротезной костной ткани. Механические свойства цемента могут быть увеличены снижением пористости при его приготовлении или путем центрифутирования, или вакуумным смешением.
Клинические исследования свидетельствуют, что для пациентов с нормальной функциональной активностью клеток костной ткани удовлетворительные результаты могут быть достигнуты применением эндопротезов с бесцементной фиксацией. При разработке таких конструкций предполагалось, что костное врастание в поверхность имплантата будет давать более длительную связь и осуществлять лучший перенос нагрузки между протезом и костью, чем цемент. Тем не менее было переброшено немало различных конструкций прежде чем был получен результат, сравнимый с использованием имплантатов с цементной фиксацией.
Величину микронапряжений по линии контакта можно значительно уменьшить, если основной материал эндопротеза сделать пористым (полым) и\или покрыть эластичным материалом, как в конструкции Р. Матиса . Действительно, при использовании жестких цельнометаллических титановых имплантатов наблюдается в 5 раз больше случаев выраженной околопротезной резорбции кости, чем при применении менее жестких пустотелых титановых ножек . Такие стержни, однако, имеют меньшую макропрочность. Использование сверхэластичных композиционных материалов также не
решает проблемы, поскольку жесткостные характеристики таких конструкций и кости практически невозможно совместить из-за их большой начальной неоднородности в сечениях кости и последующего после артропластики изменения вследствие адаптационной перестройки костных структур. Все это сильно ограничивает возможность расчета жесткости конструкции.
Износ и развитие нестабильности чашки и стержня с цементной фиксацией имеют общие закономерности, которые заключаются в увеличении зазора, главным образом на границе контакта цемент-кость в результате околопротезной
резорбции кости. Отличие состоит в характере материала износа, который является пусковым в развитии воспалительной реакции в околопротезных тканях. В случае ацетабулярного компонента основная роль принадлежит частицам
полиэтилена или металла, а в случае феморального компонента - мелким фрагментам цемента.
Важная роль, по-видимому, принадлежит закислению среды в пространстве между материалом имплантата и костью, которое ведет к деградации костной ткани по механизму пазушного рассасывания.
Одной из причин потери костной ткани эндопротезов с бесцементной фиксацией является несовместимость материалов имплантата по биомеханическим параметрам, что вызывает интенсивную адаптивную перестройку костной ткани. В ходе этого процесса, который протекает при неблагоприятных послеоперационных условиях, часто отягощенных каким-либо заболеванием костной ткани, наблюдается несоответствие между скоростью остеокластической резорбции кости и остеогенезом, что в итоге приводит к остеопении и остеолизу . Потеря костной ткани является также основной причи-
ной перелома костей, боли и других неудобств при движении.
Таким образом, трибологические и биокоррозионные механизмы определяют износ материалов, из которых выполнены детали эндопротеза. Попадая в околопротезные ткани, продукты износа запускают каскад воспалительных реакций, которые активируют остеолитические механизмы и, как следствие этого, приводят к развитию нестабильности протеза. В зависимости от особенности конструкции этот процесс может протекать с разной скоростью. Хорошим сроком службы эндопротеза тазобедренного сустава считается период около 20 лет. Дальнейшая разработка новых эндопротезов и их
клиническое применение невозможно без математического моделирования, стендовых трибологических испытаний, предварительных экспериментальных исследований и системного анализа полученных результатов.
В настоящее время еще не существует единой теории конструирования эндопротезов суставов. Тем не менее анализ конструкций эндопротезов тазобедренного сустава позволяет отметить некоторые общие тенденции в изменении конструктивных решений, которые происходили вслед за выявлением механизмов износа и нестабильности. Для бесцементного способа крепления деталей эндопротеза проявляется тенденция в использовании микропрофиля (т.е.
пористости) поверхностей для регулирования величины жесткости связи с костными тканями,что позволяет распределять величину воспринимаемых костью нагрузок по поверхности имплантата. При цементном способе крепления
наиболее перспективно использование поверхностей с минимальной механической составляющей трения между деталью и цементом (т.е. с минимальной шероховатостью поверхности детали). В этом случае важным фактором становится геометрический профиль (кривизна)поверхности. Оба этих фактора – кривизна и шероховатость – могут быть учтены при конструировании. Другая тенденция обусловлена последовательной заменой вида трения от граничного к квазижидкому и гидродинамическому, что дает значительное снижение скорости износа. Наконец, несомненным успехом в конструировании эндоротезов следует считать применение сверхэластичных материалов, использование которых, однако, еще не имеет длительных традиций и остается дорогим.
Теги: тазобедренный сустав, эндопротез, нестабильность
234567 Начало активности (дата): 25.12.2015 11:08:00
234567 Кем создан (ID): 645
234567 Ключевые слова: тазобедренный сустав, эндопротез, трибологические механизмы
12354567899
