09.09.2023

Величина шеечно-диафизарного угла ножки эндопротеза тазобедренного сустава как биомеханическая предпосылка развития асептической нестабильности вертлужного компонента (экспериментальное исследование)

По данным компьютерной томографии построена биомеханическая модель таза и имплантат с различными вариантами величины шеечно-диафизарного угла бедренного компонента

ВВЕДЕНИЕ

Хирургическое лечение пациентов с асептическим расшатыванием эндопротезов тазобедренного сустава яв­ляется одним из краеугольных камней современной орто­педии. 

Несмотря на существенные различия в структуре ревизионных операций и их зависимость от множества факторов, асептическое расшатывание компонентов эн­допротеза и остеолиз являются наиболее частыми причи­нами повторных оперативных вмешательств [1].

Одним из путей уменьшения количества ревизи­онных эндопротезирований и увеличения срока экс­плуатации искусственного сустава после первичной артропластики является совершенствование биомеха­нических характеристик и дизайна имплантатов [2].

По мнению N. Ramaniraka с соавт. (2000), эндопро­тез тазобедренного сустава должен быть максимально адаптирован к индивидуальной анатомии конкретного пациента, а предпочтительным является восстановле­ние функций тазобедренного сустава, приближенных к физиологическим. При этом на срок службы имплан­тата оказывают большое влияние как качество первич­ной фиксации, так и остеогенетические процессы на границе контакта имплантат - кость [3].

Традиционно с целью уменьшения эксцентрических изгибающих нагрузок, испытываемых ножкой эндопро­теза, отдается предпочтение бедренным компонентам с вальгусными шеечно-диафизарными углами (ШДУ) [4]. При этом C. Shidlo с соавт. (1999) выявили, что ШДУ ножек искусственных суставов в среднем на 18° боль­ше индивидуальных анатомических значений ШДУ пациента [5]. Также после тотальной артропластики тазобедренного сустава достаточно часто имеет место разница в длине конечностей [6-8]. Эти же исследова­тели изучали различные сочетания геометрических параметров бедренного компонента (ШДУ, антеверсия, длина шейки), от которых зависит распределение на­пряжений и контактного давления на границе ацетабу­лярного компонента и кости. Авторы пришли к выводу о существенном влиянии величины антеверсии ножки искусственного сустава на параметры напряженно-де­формированного состояния контактной пары.

L. Quagliarella с соавт. (2006) в своем трехэтапном биомеханическом исследовании, базирующемся на из­учении трехмерной модели A. Iglic с соавт. (2002) [9], собственной конечно-элементной модели и измерении контактного давления чашки по методу A. Strozzi с соавт. (1999) [10], оценивали влияние геометрических параме­тров ножки эндопротеза на распределение напряжений в шейке бедренного компонента и характеристики контакт­ного давления на границе чашка - кость [1]. Авторами было установлено, что по мере возрастания ШДУ значе­ния напряжений в шейке уменьшаются, однако контакт­ное давление возрастает. По мнению авторов, величина ШДУ может влиять на стабильность имплантата, так как использование более варусных ножек будет способство­вать снижению контактного давления и износа [1].

Цель исследования: провести сравнительный анализ результатов биомеханического моделирования бесцементного эндопротезирования тазобедренного сустава имплантатами с различными шеечно-диафи- зарными углами ножек применительно к изучению предпосылок развития асептического расшатывания ацетабулярного компонента.

МАТЕРИАЛЫ И МЕТОДЫ

На основе компьютерной томограммы (КТ) кон­кретного пациента, обработанной в программном комплексе Mimics, была построена твердотельная трехмерная геометрическая модель таза. Далее была использована программа 3Matic. Также по представ­ленным реальным имплантатам были построены виртуальные твердотельные модели эндопротеза та­зобедренного сустава бесцементной фиксации с кли­новидной ножкой трех типов: с шеечно-диафизарными углами, равными 125°, 135° и 145°.

В дальнейшем в системе автоматизированного про­ектирования SolidWorks построенные модели эндопро­теза тазобедренного сустава были размещены в модели таза в соответствии с общепринятой технологией их имплантации, применяемой в хирургической практике (расположение ацетабулярного компонента в анатоми­ческом центре ротации с инклинацией 45°, антеверси- ей 15° и полным покрытием; расположение бедренного компонента с антеверсией 10°). Таким образом было получено три твердотельных трехмерных модели ком­плекса таз - тотальный бесцементный эндопротез та­зобедренного сустава с различными ШДУ бедренного компонента. 

Во всех моделях диаметр ацетабулярного компонента был равен 50 мм, диаметр головки - 28 мм.

Конечно-элементное моделирование нагружения по­строенных моделей выполнялось в системе Ansys 19.0.

Для каждой модели решалась статическая задача механики деформируемого твердого тела [12]. В качестве граничных условий к построенной модели прикладыва­лась осевая нагрузка, соответствующая весу человека при условии двухопорного стояния (к ножке эндопроте­за прикладывалась нагрузка величиной 450 Н). Гребень подвздошной кости таза жестко фиксировали (рис. 1).

Все материалы считали идеально упругими, изо­тропными. Свойства материалов представлены в та­блице 1. Модуль Юнга губчатой костной ткани рас­считывался индивидуально на основе данных КТ с помощью разработанной методики [13]. Свойства остальных материалов, представленных в таблице 1, брались из литературы [11, 12].

Таблица 1

Механические свойства тканей таза и материалов имплантата

Материал	Модуль Юнга, МПа	Коэффициент Пуассона
Кортикальная кость	11000	0,3
Губчатая кость	200	0,3
Связка	50	0,4
Вкладыш эндопротеза	1100	0,33
(полиэтилен)
Титановый сплав	96000	0,36

Из-за сложности геометрии модели таза для рас­чета параметров его напряженно-деформированного состояния была создана нерегулярная тетраэдрическая вычислительная сетка (рис. 2). На моделях эндопро­теза создавали более густую гексаэдрическую вычис­лительную сетку, позволившую получить результаты моделирования, мало зависящие от ее размера.

Полученные результаты биомеханического моде­лирования сопоставляли с результатами клинического и дополнительного инструментального исследования пациентов после первичного эндопротезирования та­зобедренного сустава в отдаленном послеоперацион­ном периоде.

РЕЗУЛЬТАТЫ

В результате расчетов были получены поля переме­щений и эквивалентных напряжений в моделях, име­ющих различные варианты шеечно-диафизарного угла клиновидного бедренного компонента эндопротеза. Типовые поля полных перемещений и эквивалентных напряжений представлены на рисунке 3.

Показательными являются характеристики эквива­лентных напряжений, возникающих в полиэтиленовом вкладыше (табл. 2). Так, для моделей с ШДУ, равным 125°, его значение составило 1,3 МПа, для 135° - 2,7 МПа, а для 145° - 4,8 МПа. Эти данные свидетельствуют о не­

избежном возрастании нагрузок на вкладыш при исполь­зовании типов ножек с большими значениями ШДУ.

Анализ значений контактного давления между го­ловкой искусственного сустава и поверхностью его вкладыша коррелировал со значениями эквивалентных напряжений в нем. 

Он также свидетельствует, что при использовании бедренного компонента с ШДУ 125° значения рассматриваемого параметра являлись наи­меньшими и составляли 1,2МПа. В то же время для но­жек с ШДУ 135° и 145° они были равны 2,6 и 4,5 МПа соответственно.

Таблица 2

Эквивалентные напряжения во вкладыше и контактное давление между вкладышем и головкой эндопротеза

ШДУ бедренного компонента	Эквивалентные напряжения, МПА	Контактное давление, Мпа
125°	1,3	1,2
135°	2,7	2,6
145°	4,8	4,5

Далее были оценены эквивалентные напряжения, возникающие на поверхности костного ложа, контак­тирующего с поверхностью ацетабулярного компонен­та искусственного сустава. Для моделей с бедренным компонентом, имеющим шеечно-диафизарный угол, равный 125°, наибольшие эквивалентные напряжения на границе тазовая кость - чашка составили 0,56 МПА. Аналогичные значения рассматриваемого параметра для эндопротезов с ножками 135° и 145° градусов были равны, соответственно, 0,6 и 1,5 МПа (табл. 3).

Таблица 3

Наибольшие эквивалентные напряжения и контактное давление на поверхности контакта чашки эндопротеза и кости

ШДУ бедренного компонента	Эквивалентные напряжения, МПА	Контактное давление, МПа
125°	0,56	0,83
135°	0,60	0,84
145°	1,50	1,60

Изучение зависимости контактного давления от чашки эндопротеза на поверхности костного ложа от величины ШДУ ножки также свидетельствовало об уве­личении значений изучаемой характеристики при им­плантации более «вальгусных» бедренных компонентов. При использовании ножки эндопротеза с ШДУ 125° кон­тактное давление составило 0,83 МПа, при ШДУ 135° - 0,84 МПа, а в случае применения бедренного компонен­та с ШДУ 145° возрастало до 1,60 МПа.

Анализ полученных данных убедительно свиде­тельствовал о скачкообразном увеличении значений эквивалентных напряжений и контактного давления на костную ткань таза на границе с поверхностью ацета­булярного компонента эндопротеза в случае использо­вания ножки с ШДУ, равным 145°.

Особое внимание в нашем исследовании было уде­лено изучению локализации так называемого пятна контакта на сформированном для фиксации ацетабу­лярного компонента эндопротеза полусферической формы костном ложе, а также особенностям распре­деления внутри него эквивалентных напряжений и контактного давления.

 Результаты моделирования продемонстрировали, что распределение изучаемых характеристик напряженно-деформированного состо­яния системы костьацетабулярный компонент эн­допротеза происходит неравномерно и эксцентрично. Близкими к оптимальным являются локализация пятна контакта и распределение эквивалентных напряжений и контактного давления, характерные для эндопроте­зов с ножками, имеющими шеечно-диафизарные углы, равные 125° и 135° (рис. 4, 5).

Для модели эндопротеза, в которой был применен бедренный компонент с ШДУ, равный 145°, локали­зация пятна контакта на границе кость - поверхность ацетабулярного компонента, а также распределение эквивалентных напряжений и контактного давления внутри него оказались эксцентричными и характеризо­вались смещением кверху и кпереди, концентрируясь по краю чашки (рис. 6).

ДИСКУССИЯ

В случае применения в составе эндопротеза бес­цементной фиксации бедренного компонента с шееч- но-диафизарным углом 145° эквивалентные напря­жения, возникающие в полиэтиленовом вкладыше, а также контактное давление на границе поверхности вкладыша и головки искусственного сустава оказы­ваются значительно выше, чем при использовании ножек с меньшими ШДУ. Полученные данные согла­суются с результатами биомеханических исследований L. Ouagliarella с соавт. (2006). Однако, несмотря на вы­сокие значения рассматриваемых параметров в искус­ственных суставах с более варусными ножками, нельзя говорить о том, что они могут приводить к усталост­ному разрушению полиэтилена, так как эти значения далеки от предела его прочности.

При этом существенный рост эквивалентных на­пряжений и контактного давления, характерный для имплантатов, бедренный компонент которых имеет ШДУ 145°, может стать предпосылкой к потере ста­бильности в системе кость - ацетабулярный компонент и привести к его асептическому расшатыванию.

Полученные данные полностью согласуют­ся с результатами биомеханических исследований L. Ouagliarella с соавт. (2006) [4]. По мнению этих ав­торов, влияние ШДУ на параметры контактного дав­ления имеет существенное значение, так как с умень­шением шеечно-диафизарного угла снижается износ и дебрис-ассоциированный остеолиз. Исследователи высказывают предположение, что применение ножек с ШДУ, равными 125°, показано у молодых пациентов с хорошим качеством костной ткани при условии до­стижения одинаковой длины нижних конечностей [4].

По данным нашего исследования, еще более важной предпосылкой к развитию нестабильности чашки эн­допротеза представляется эксцентричная локализация пятна контакта на границе кости и ацетабулярного ком­понента, а также распределение контактного давления и эквивалентных напряжений внутри этого пятна, харак­терные для искусственных суставов с ножками, имеющи­ми ШДУ 145°. Смещение пятна контакта вверх и вперед, а также концентрация напряжений в костной ткани по краю чашки являются механическими предпосылками к развитию асептической нестабильности имплантата. Эти данные, с нашей точки зрения, дополняют результаты ис­следования L. Ouagliarella с соавт. (2006) [4].

Сопоставление полученных данных, которые обо­сновывают потенциально более благоприятные ус­ловия для функционирования эндопротезов с мень­шими ШДУ ножки, с анализом выживаемости таких имплантатов подтверждает результаты выполненного биомеханического исследования. Так, N. Edwards с со­авт. (2017), проанализировавшие данные датского ре­гистра эндопротезирования тазобедренного сустава, описывают, что ножки эндопротеза Symax, обладаю­щие ШДУ, близким к изучаемому (128°), демонстри­руют среднюю 6,5-летнюю выживаемость в более чем 97,5 % наблюдений [16]. Проведенный нами анализ данных австралийского регистра эндопротезирования тазобедренного сустава также показал высокую вы­живаемость эндопротезов, в которых использованы бедренные компоненты с ШДУ в диапазоне 125-135°. Так, для имплантатов с ножкой MS 30 (ШДУ124-135°) доля ревизий по поводу асептической нестабильности в течение 10 лет наблюдений варьировала в пределах 2,7-3,8 %. Для эндопротезов с ножкой Natural hip (ШДУ 130°) ревизии при асептической нестабильности в те­чение 10 лет достигали 2,4-4,1 %; для ножки Omnifit (ШДУ 127-132°) - 3,8-9,9 %; для бедренного компо­нента Secur-fit (ШДУ 127-132°) - 3,2-4,6 %; для ножки Summit (ШДУ 130°) - 3,4-8,9 %; для ножки Synergy (ШДУ 131°) - 2,9-3,9 %; для бедренного компонента Antology (ШДУ 131°) - 3,5-4,4 % соответственно [17].

ЗАКЛЮЧЕНИЕ

Таким образом, результаты биомеханического мо­делирования свидетельствуют, что величина шееч- но-диафизарного угла бедренного компонента эндо­протеза может являться одной из биомеханических предпосылок к развитию асептического расшатывания ацетабулярного компонента искусственного сустава бесцементной фиксации. В частности, при использо­вании клиновидных ножек с ШДУ 145° имеет место смещение пятна контакта на границе чашки эндопро­теза и кости вверх и вперед с неравномерным распре­делением эквивалентных напряжений и контактного давления по периферии ацетабулярного компонента.

Эндопротезы тазобедренного сустава с ножками, име­ющими ШДУ 125° и 135°, характеризуются хорошо центрированным пятном контакта и равномерным рас­пределением внутри него изучаемых параметров на­пряженно-деформированного состояния.

Вместе с тем, следует отметить, что представлен­ное экспериментальное биомеханическое исследо­вание имеет ряд ограничений. Последние связаны с моделированием нагрузки только в статическом вер­тикальном положении с опорой на обе нижние конеч­ности без учета сокращения мышц, смещения центра тяжести тела и позиции компонентов эндопротеза при ходьбе. Также следует отметить, что сопоставление по­лученных результатов с информацией из регистров о выживаемости эндопротезов не учитывает возможное влияние на нее ряда других факторов [17].

СПИСОК ИСТОЧНИКОВ

1.  National Joint Registry for England and Wales: 8th Annual Report // UK: NJR Centre Hemel Hemstead. 2011.  

2. Kavanagh B.F., Ilstrup D.M., Fitzgerald R.H. Jr. Revision total hip arthroplasty // J. Bone Joint. Surg. Am. 1985. Vol. 67, No 4. P. 517-526.

3. Arthoplastie totale non cimentee de la anche: influence des parametres extra-medullaires sur la stabilite primaire de l’implant et sur les con- traintes a l’interfcace os/implant / N.A. Ramaniraka, L.R. Rakotomanana, PJ. Rubin, P. Leyvraz // Rev. Chir. Orthop. Reparatrice Appar. Mot. 2000. Vol. 86, No 6. P. 590-597.

4. Biomechanical effects of prosthesis neck geometries to contrast limb lengthening after hip replacement / L. Quagliarella, A. Boccaccio, L. Lamberti, N. Sasanelli // J. Appl. Biomater. Biomech. 2006. Vol. 4, No 1. Р. 45-54.

5. Anderung des CCD-Winkels sowie des femoralen Antetorsionswinkels durch Huftprothesenimplantation / C. Schidlo, C. Becker, V. Jansson, J. Refior // Z. Orthop. Ihre Grenzgeb. 1999. Vol. 137, No 3. Р 259-264. DOI: 10.1055/s-2008-1037404.

6. Surgical treatment of limb-length discrepancy following total hip arthroplasty / J. Parvizi, P.F. Sharkey, G.A. Bissett, R.H. Rothman, W.J. Hozack // J. Bone Joint. Surg. Am. 2003. Vol. 85, No 12. Р. 2310-2317. 

7. Theruvil B., Kapoor V. Surgical treatment of limb-length discrepancy following total hip arthroplasty // J. Bone Joint Surg. Am. 2004. Vol. 86, No 8. Р. 1829. DOI: 10.2106/00004623-200408000-00039.

8. Maloney W.J., Keeney J.A. Leg length discrepancy after total hip arthroplasty // J. Arthroplasty. 2004. Vol. 19, No 4, Suppl. 1. Р. 108-115. DOI: 10.1016/j.arth.2004.02.018.

9. Computer determination of contact stress distribution and size of weight bearing area in the human hip joint / A. Iglic. V. Kralj-Iglic, M. Daniel, A. Macek-Lebar // Comput. Methods Biomech. Biomed. Engin. 2002. Vol. 5, No 2. P. 185-192. DOI: 10.1080/10255840290010300.

10.    Strozzi A. Analytical modelling of the elastomeric layer in soft layer hip replacements // Proc. Inst. Mech. Eng. H. 2000. Vol. 214, No 1. P. 69-81. DOI: 10.1243/0954411001535255.

11.    Biomechanical analysis of limited-contact plate used for osteosynthesis / M. Pochrz^st, M. Basiaga, J. Marciniak. M. Kaczmarek // Acta Bioeng. Biomech. 2014. Vol. 16, No 1. Р. 99-105. DOI: 10.5277/abb140112.

12.    Доль А.В., Доль Е.С., Иванов Д.В. Биомеханическое моделирование вариантов хирургического реконструктивного лечения спондилоли­стеза позвоночника на уровне L4-L5 // Российский журнал биомеханики. 2018. Т. 22, № 1. С. 31-44.

13.    Constructing the dependence between the Young’s modulus value and the Hounsfield units of spongy tissue of human femoral heads / L.V. Bessonov, A.A. Golyadkina, P.O. Dmitriev, A.V. Dol, VS. Zolotov, D.V Ivanov, I.V Kirillova, L. Yu. Kossovich, Yu. I. Titova, VYu. Ulyanov, A.V. Kharlamov // Izvestiya of Saratov University. A New Series. Series: Mathematics. Mechanics. Informatics. 2021. Vol. 21, No 2. Р. 182-193. DOI: 10.18500/1816- 9791-2021-21-2-182-193.

14.    Primary total hip reconstruction with a titanium fiber-coated prosthesis inserted without cement / J.M. Martell, R.H. Pierson 3rd, J.J. Jacobs, A.G. Rosenberg, M. Maley, J.O. Galante // J. Bone Joint Surg. Am. 1993. Vol. 75, No 4. Р. 554-571. DOI: 10.2106/00004623-199304000-00010.

15.    DeLee J.G., Charnley J. Radiological demarcation of cemented sockets in total hip replacement // Clin. Orthop. Relat. Res. 1976. No 121. P. 20-32.

16.    Edwards N.M., Varnum C., Kj^rsgaard-Andersen P. Up to 10-year follow-up of Symax stem in THA: a Danish single-centre study // Hip Int. 2018. Vol. 28, No 4. P. 375-381. DOI: 10.5301/hipint.5000578.

17.    Australian Orthopaedic Association National Joint Replacement Registry (AOANJRR). 2019 Annual Report. South Australia: Adelaide. 2019.  

 

Информация об авторах:

1.  Алексей Леонидович Кудяшев - доктор медицинских наук, доцент;

2. Владимир Васильевич Хоминец - доктор медицинских наук, профессор;

3. Дмитрий Валерьевич Иванов - кандидат физико-математических наук, доцент

4. Ирина Васильевна Кириллова - кандидат физико-математических наук;

5. Леонид Юрьевич Коссович - доктор физико-математических наук;

6. Павел Анатольевич Метленко - кандидат медицинских наук;

7. Виталий Викторович Чернышев.

 
Теги: эндопротезирование тазобедренного сустава
234567 Начало активности (дата): 09.09.2023 12:29:00
234567 Кем создан (ID): 989
234567 Ключевые слова:  биомеханика, биомеханическое моделирование, метод конечных элементов, эндопротезирование тазобедренного сустава, асептическое расшатывание, эквивалентные напряжения, контактное давление
12354567899