Бесцементная фиксация эндопротеза и передача нагрузок и ремоделирование кости после эндопротезирования

Бесцементная фиксация эндопротеза и передача нагрузок и ремоделирование кости после эндопротезирования

В настоящее время эндопротезирование является общепринятым радикальным методом лечения таких приводящих к инвалидности заболеваний, как различные формы коксартроза, асептического некроза головки бедренной кости (АНГБК), системные заболевания соединительной ткани, последствия травм. С ростом количества операций на первый план выходит проблема асептического расшатывания имплантата после первичного  эндопротезирования и, как следствие, увеличения числа ревизионных вмешательств  

С увеличением средней продолжительности жизни и ростом числа пожилых людей нашей планеты неуклонно увеличивается количество пациентов с тяжелыми заболеваниями опорно-двигательного аппарата . Именно поэтому первая декада 21 века названа специалистами ВОЗ декадой лечения патологии костей и суставов.

В настоящее время эндопротезирование является общепринятым радикальным методом лечения таких приводящих к инвалидности заболеваний, как различные формы коксартроза, асептического некроза головки бедренной кости (АНГБК), системные заболевания соединительной ткани, последствия травм. С ростом количества операций на первый план выходит проблема асептического расшатывания имплантата после первичного эндопротезирования и, как следствие, увеличения числа ревизионных вмешательств Также немаловажную роль играют износ материалов в узле трения, токсическое и аллергенное действие материалов, разрушение компонентов эндопротеза. Эти осложнения стимулируют разработку компонентов эндопротеза с улучшенными свойствами . Процесс поиска новых конструкционных решений, материалов, способов фиксации не прекращается и в настоящее время, а споры относительно достоинств тех или иных методов свидетельствуют об отсутствии общепризнанной единой концепции в отношении эндопротезирования тазобедренного сустава. Совершенствование узлов трения свело к минимуму участие продуктов износа в развитии асептической нестабильности, особенно в парах трения керамика-керамика. В тоже время несовершенство конструкции бедренного и вертлужного компонентов, а также ненадлежащее применение их у конкретного пациента остаются ведущими причинами развития асептической нестабильности.

Анализ результатов произведенных операций позволяет оценить достоинства и недостатки того или иного типа имплантата, оперативной техники, особенностей послеоперационного ведения пациентов. Помощь в разработке новых конструкций и прогнозировании результатов эндопротезирования оказывают различные компьютерные методы. Таковым является, например, способ математического моделирования механических взаимодействий между элементами эндопротеза и костными образованиями, что важно для понимания перспектив стабильности имплантата

Проанализирован опыт лечения 114 пациентов, которым были имплантированы бедренные компоненты промежуточной фиксации: в 41 случаях «Имплантъ-Ильза», в 42 – Cerafit Multicone, в 31 — Alloclassic. Для определения состояния оперированного сустава применялись функциональный, рентгенологический, статистический методы, а также математическое моделирование посредством метода конечных элементов.

Были поставлены следующие задачи:

1. Изучить ближайшие и среднесрочные результаты эндопротезирования коленного сустава с применением бедренных компонентов промежуточной фиксации.
2. Провести экспериментальные исследования распределения нагрузок на бедренную кость при имплантации бедренного компонента промежуточной фиксации с последующей разработкой математической модели поведения его в бедренной кости.
3. Обосновать структурные изменения бедренной кости при имплантации бедренных компонентов промежуточной фиксации.
4. Определить показания и противопоказания к применению бедренных компонентов промежуточной фиксации.

Для уточнения описания разных вариантов проксимального отдела бедренной кости, используя компьютерную томографию, определял раздельные индексы сужения для передней, задней, латеральной и медиальной кривизны внутреннего контура канала бедренной кости. В ходе исследования 310 бедренных костей отмечена значительная вариабельность анатомического строения проксимального отдела. Медиальный индекс сужения менялся в диапазоне от 1,3 до 6,5 (в среднем – 3,65), передний – от 0,8 до 5,6 (в среднем, 2,24). Корреляции между ними не было установлено, и авторы выделили 9 морфологических типов строения бедра.

Massin с соавторами избрал для описания метафизарный индекс, определяющийся, как отношение ширины канала на уровне20 ммвыше малого вертела и на уровне его средней части. Этот показатель, отображающий только самую проксимальную часть кости выше малого вертела составлял от 1,3 до 2,2. На основании этого индекса авторы выделили множество соматипов бедер.

В качестве критерия медиального расширения канала бедренной кости медиальный кортикальный угол между анатомической осью бедра и линией, проходящей через центр головки тангенциально к дуге Адамса.

 Методы фиксации эндопротеза.

Многие проблемы, связанные с фиксацией компонентов эндопротеза к костному ложу были известны еще десятки лет назад. В ходе изысканий в данном направлении сформировались два основных подхода к фиксации. Первый связан с применением костного цемента на основе полиметилметакрилата, второй основан на фиксации поверхности эндопротеза к перипротезной костной ткани без посредства третьих сред, за счет плотного контакта с окружающими костными трабекулами. Существуют также варианты комбинации этих методик: гибридная фиксация – разный принцип фиксации элементов эндопротеза; смешанная фиксация – применение одновременно двух типов фиксации для одного компонента эндопротеза.

Использование пористого покрытия в начале 1980-х годов было предложено как решение проблем, связанных с цементным методом фиксации. Обеспечение остеоинтеграции, как фактора стабильности бесцементной конструкции, диктует совершенно иные требования к материалу и обработке поверхности эндопротеза

При применении конструкций с пористым покрытием, однако, наблюдались проблемы, сходные с таковыми при цементном эндопротезировании – резорбция кости и ослабление фиксации эндопротеза. Кроме того, возникли новые проблемы, среди которых — боли в средних отделах бедра, экранирование напряжений (stress shielding) и проблема отслоения покрытия. Даже одна из них может стать достаточно серьезным основанием для признания неудачи эндопротезирования.

Важным условием стабильности бесцементных бедренных компонентов является изначальная плотная посадка. Ряд неудач был связан с дефектами изначальной фиксации из-за значительной вариабельности формы канала бедренной кости. Улучшение техники установки эндопротеза, особенно в свете наблюдения за явлением проксимальной резорбции вследствие экранирования (или шунтирования) напряжений становится актуальной задачей

Heekin (1993) сообщил о нестабильности 5 (5%) из 100 ножек у пациентов, которые наблюдались в течение пяти — семи лет, Maric и Karpman сообщили о 10% частоте оседания ножки и 8% частоте ревизий в серии из 52 анатомических ножек с пористым покрытием в среднем через 2.4 лет. Боль в бедре была постоянной проблемой, связанной с внедрением анатомических ножек с пористым покрытием, с сообщаемой частотой 4 — 34 %, и иногда достаточно серьезна, чтобы выполнять ревизию хорошо установленной ножки. Выявлено разрушение пористого покрытия больше чем у 20 процентов анатомических ножек, и был замечен остеолиз вокруг более одной трети анатомических ножек с пористым покрытием.

Maloney and Harris сообщили о нестабильности 5 (20%) из двадцати пяти ножек Harris-Galante, которые наблюдались в течение минимум двух лет; средняя клиническая оценка была намного меньше, чем после сопоставимого гибридного эндопротезирования. Martell сообщил о нестабильности 11 (9%) из 121 ножек Harris-Galante, четыре из которых были подвержены ревизии, в среднем после 67 месяцев. Остеолиз также стал существенной проблемой в отношении этой ножки. Он встречался более чем в 10% случаев и часто ставил под угрозу стабильность имплантата и прочность бедренной кости. Также было замечено расслаивание пористого покрытия.

Частично из-за этих ранних недостатков и проблем было создано, огромное разнообразие эндопротезов, разработанных для бесцементной имплантации. Для снижения степени резорбции кости проксимального отдела бедра применялись индивидуально изготовленные ножки с максимально адаптированной поверхностью , ножки с проксимально нанесенным пористым слоем , ножки клиновидной формы , изоэлстические ножки .

Однако, многие особенности дизайна, возникали, вероятно, с ненадлежащим научным обоснованием или вследствие оправдания их клиническим опытом.

Среди проблем применения бесцементных ножек отмечен феномен экранирования напряжений. Среди этиологических факторов проксимальной резорбции, характерной для него, рассматривают уменьшение механических нагрузок на область опила шейки . Также высказываются мнения, что ее причиной является нарушение кровообращения в проксимальном отделе бедра при пересеченной шейке или развитие гранулематозной реакции на продукты износа СВМПЭ и/или ПММА .

В большинстве исследований, посвященных анализу причин нестабильности бедренных компонентов, указывается на большую частоту развития данного состояния при исходном несоответствии размера ножки и внутреннего размера костномозгового канала. Многие рассматривали это несоответствие, как причину нестабильности бедренного компонента.

Таким образом, анализ специфических осложнений бесцементного эндопротезирования показал сложность проблемы и неочевидность путей ее решения.

К бесцементной ножке предъявляются следующие требования: моментальная и стабильная первичная фиксация, достижение биологической фиксации в отдаленном периоде, хорошая биологическая совместимость и благоприятные условия для ремоделирования кости в отдаленном периоде .

Следует различать понятия инициальной и окончательной стабильности. Первая является результатом плотной импакции эндопротеза в подготовленную кость. Как правило, в конструкцию эндопротеза заложено все необходимое для незамедлительной стабильной фиксации: форма ножки, структура ее поверхностного слоя, наличие дополнительных опорных плоскостей. Значение инициальной фиксации для успешного исхода операции трудно переоценить, так как она во многом определяет окончательную, или биологическую фиксацию. Неоднократно доказано, что отсутствие плотного контакта ведет к резорбции кости и росту фиброзной ткани, что в дальнейшем ведет к расшатыванию имплантата. Поэтому всегда оправдано стремление жестко зафиксировать имплантат, причем, наибольшее значение имеет плотная фиксация эндопротеза к кортикальному слою кости, как к основной опорной структуре. Губчатая кость, особенно с нарушенной замкнутостью межтрабекулярных пространств, не обладает достаточной прочностью для жесткой стабилизации имплантата до полноценной репарации.

Для описания фиксации бесцементных ножек используются понятия посадки (fit) и заполнения (fill). Первое определяется как отношение контактирующей с эндостальным слоем кости площади поверхности ножки к ее общей площади на данном участке. Второе – отношение объема ножки к объему костномозговой полости на данном уровне.

Окончательную фиксацию имплантата можно рассматривать как процесс заживления перелома. В течение начальной стадии (7-10 дней) мезенхимальные клетки проникают в гематому, заполняющую пространство между имплантатом и костью, превращая ее в фиброколлагеновую ткань. В репаративную стадию (вторая и третья недели) эта ткань превращается в трабекулярную кость. При идеальных условиях жесткой первичной стабильности возможно прямое костеобразование, сравнимое с первичным заживлением перелома, наблюдаемым при стабильной фиксации отломков. С шестой недели начинается фаза ремоделирования, которая продолжается в течение нескольких месяцев, обеспечивая образование трабекулярной кости с костномозговыми межтрабекулярными пространствами, пролиферацией в зонах повышенных и резорбцией в зоне недостаточных нагрузок . В целом, нагрузки на кость постоянно подвергают ее процессам ремоделирования, происходящим по закону Вольфа .

В ряде исследований продемонстрирована возможность врастания кости в пористую структуру различных материалов: керамики, виталлия , титана , стали, карбона , кобальт-хрома . При этом выявлено, что при определенных условиях врастающие трабекулы и поверхность металлического имплантата разграничены фиброзной мембраной. На особенности этого процесса влияет ряд факторов. Характер врастающей в поры ткани и, соответственно, результат фиксации зависит от относительной подвижности между имплантатом и костью . В отношении порогового значения микроподвижности для костного и фиброзного врастания опубликованы сообщения о 28 мкм , а также 40-50 мкм . Во всех исследованиях микроподвижность на уровне 150 мкм приводила только к фиброзному врастанию.

Размер пор на поверхности имплантата также имеет значение. В исследованиях минимальный размер пор для остеоинтеграции был определен в пределах 50-100 мкм. Однако была доказана возможность полноценной остеоинтеграции и при размере пор в 1 и даже2 мм .

В эксперименте в условиях стабильности, при которых имплантат находился в костномозговом канале без непосредственной нагрузки, эндостальная кость врастала в поверхность имплантата через пространство величиной2 мм, однако степень зрелости трабекул и минерализация была выше, если пространство было менее 0.5 мм . В отношении различной способности кортикальной и губчатой кости к остеоинтеграции в литературе встречаются разные мнения. отмечали большую способность к остеоинтеграции кортикальной кости.

Особенности взаимодействия внутренней среды организма и эндопротеза таковы, что такие материалы, как нержавеющая сталь не могут обеспечить высокой стабильности имплантата ввиду относительно низкой коррозионной устойчивости и образованию вследствие этого отграничивающей фиброзной прослойки вокруг эндопротеза, которая, насыщаясь ионами металла, становится субстратом для гранулематозной реакции с последующим остеолизом перипротезной зоны. Несколько лучше оказывается ситуация на границе имплантата из кобальт-хром-молибденового сплава. Наиболее подходящим для бесцементного эндопротезирования материалом, с точки зрения биологической совместимости, является титан и его сплавы. Обладая превосходной коррозионной стойкостью за счет образования плотной оксидной пленки на поверхности, биосовместимостью и относительно невысоким модулем упругости, поверхность титанового имплантата допускает наиболее плотное прилегание костных балок, обеспечивая, таким образом, успешную остеоинтеграцию.

Изучение удаленных бедренных компонентов показало ограниченность остеоинтеграции на их поверхности. Данные о степени костного врастания на поверхности ножки значительно варьируют у разных авторов. приблизительно на трети исследованных удаленных ножек не отмечено остеоинтеграции, одна треть имела врастание кости на менее 2% поверхности и только одна треть имела признаки врастания кости на 2-10% площади поверхности. Engh (1987) обнаруживал остеоинтеграцию на 82% удаленных ножках без уточнения ее степени. Признаки остеоинтеграции на всех 14 удаленных ножках со средней распространенностью врастания на 45% площади. На бедренных компонентах с развитым пористым покрытием в большей степени остеоинтеграция отмечена на дистальной части ножек, где достигался наиболее плотный контакт ножки с костью . Предполагается, что сочетание ограниченной остеоинтеграции и более распространенного фиброзного врастания является достаточным для фиксации.

Рентгенологические проявления биологической фиксации

Как уже было отмечено ранее, в ходе адаптации костной ткани возникают специфические изменения перипротезной зоны, которые могут быть выявлены при рентгенографии. Увеличение или уменьшение костной минеральной плотности, в целом, соответствуют зонам изменения нагрузок. В зонах, где сжимающие или растягивающие напряжения превышают физиологический уровень, отмечается усиление костной минеральной плотности и признаки гипертрофии костной ткани – увеличение толщины кортикального слоя за счет периостальной аппозиции или уплотнение трабекулярного рисунка губчатой кости, часто сопровождаемое изменением направлений трабекулярных пучков. В противоположность, в зонах снижения нагрузок наблюдаются обратные явления – истончение и повышение «прозрачности» костной ткани, ослабление трабекулярного рисунка, нивелирование границ между кортикальным и губчатым костным веществом

Данный процесс необходимо четко дифференцировать от остеолитических изменений, которые характерны для нестабильности эндопротеза и, как правило, являются следствием не только потери костью минералов, но свидетельствуют о разрушении всего костного вещества, включая белковую матрицу. Причины остеолиза совершенно иного характера. Как правило, он развивается вследствие экспансивного роста соединительнотканных образований и гранулем в ответ на наличие токсических элементов и инородных частиц, например, продуктов износа полиэтилена или ПММА. На рентгенограммах остеолитические изменения характеризуются рассасыванием кости с образованием неправильной формы полостей с фестончатыми краями.

В ряде исследований показано, что типичные рентгенологические изменения перипротезной зоны различны для разных типов бедренных компонентов. показали существенные различия в изменениях перипротезной зоны при наблюдениях за имплантированными ножками AML (De Puy) и Mallory-Head (Biomet). Первая является анатомической прямой ножкой с пористым покрытием проксимальных 5/6, изготовлена из кобальт-хромового сплава, вторая – коническая ножка с пористым покрытием проксимальной трети и корундированной средней частью, материал – титановый сплав. Те же авторы сообщают о различиях в клиническом течении отдаленного послеоперационного периода. Сохранение боли в бедре намного чаще отмечали пациенты с установленными жесткими ножками AML, среди тех, кому была установлена ножка Mallory-Head, частота таких жалоб была минимальна.

Подвергая анализу локализацию тех или иных изменений перипротезной зоны, можно делать выводы о расположении областей повышенных и недостаточных нагрузок на кость, то есть выявить картину напряжений в разных отделах кости. Это дает ценный материал для понимания перераспределения нагрузок после установки того или иного бедренного компонента. В подавляющем большинстве случаев результаты наблюдаемых изменений оказываются схожими с полученными в ходе математического моделирования нагрузочными кривыми.

Изменения в кости после установки ножки при тотальном эндопротезировании тазобедренного сустава, такие как феномен экранирования напряжений, ведущий к стрессовому ремоделированию кости, являются решающим фактором, определяющим долгосрочный прогноз .

Внимание большого числа исследователей привлекало определение факторов, влияющих на стабильность установленного бедренного компонента. Большое число работ посвящено исследованию влияния исходных особенностей установки и, в первую очередь, посадки и заполнения, на изменение положения ножки с течением времени.

Описаны два типа подвижности установленного эндопротеза: динамическая подвижность (микроподвижность), как обратимый результат циклических нагрузок, и смещение (оседание) без возврата в исходное положение с течением времени . В экспериментах на трупных костях выявлена тенденция к микроподвижности и оседанию ножки при отсутствии плотной посадки в дистальном отделе сообщали о снижении уровня микроподвижности при плотной дистальной посадке, в то время, как оседание минимизируется, в основном, благодаря наличию шеечного воротничка Предотвращение ротационного смещения может быть достигнуто увеличением плотности посадки, как в метафизарном, так и в дистальном отделах, а также изменением дизайна ножки: наличием продольных ребер дополнительно к пористому покрытию. Причем для разных типов ножек более значимыми являются разные приемы.

Распределение напряжений в кости после имплантации зависит не только от физических свойств материала, основным из которых является величина модуля упругости, но и от его пространственной, трехмерной формы. Она же, в основном, определяет жесткость и преимущественную локализацию первичной фиксации. Поскольку на распределение напряжений влияет локализация наиболее прочной связи эндопротеза с костью, большое значение имеет также структура его поверхности и наличие воротничка

Полноценность окончательной фиксации определяется равномерностью передачи нагрузок на костную ткань, что обеспечивается, среди прочего, формой самого имплантата. Влияние особенности конкретного бедренного компонента на распределение напряжений в бедренной кости после имплантации может быть исследовано посредством компьютерного моделирования на основе метода конечных элементов, что имеет большое значение для предвидения ремоделирования кости . Дистальное нанесение пористого слоя и большая жесткость ножки предрасполагает к выраженному шунтированию нагрузок в обход метафиза . Наличие шеечного воротничка приближает осевую нагрузку метафизарного отдела к нормальной при плотном контакте воротничка, но при неполном контакте происходит выраженное снижение нагрузки в этом отделе В наблюдениях за имплантированными ножками справедливость этого вывода имела подтверждение. В серии наблюдений проксимальная резорбция и выраженная дистальная гипертрофия вдвое чаще наблюдалась в случаях плотной дистальной посадки, в сравнении с теми случаями, когда дистальная посадка намеренно не производилась в наблюдениях ножек с проксимально нанесенным пористым слоем (1см ниже воротничка), отмечал усиление трабекулярного рисунка метафизарного отдела даже при плотной посадке дистальной части ножки. Но при неплотном контакте воротничка, наблюдалась резорбция метафизарного отдела с кортикальной гипертрофией дистально.

Для количественного анализа изменений костной минеральной плотности (КМП) в перипротезной зоне применяется денситометрия (DEXA). Показано, что основные изменения КМП перипротезной зоны происходят в первые 6-9 месяцев после эндопротезирования , хотя менее интенсивные изменения продолжаются еще в течение 5-7 лет . Локализация и интенсивность изменений КМП несомненно определяется особенностями формы ножки и локализацией пористого покрытия.

Наибольшее снижение КМП отмечено в калькарной области (зона 7 по Gruen). после установки длинных ножек с протяженным пористым покрытием, среднее снижение КМП в этой зоне составило 35-45%. В случае установки ножек с проксимальным пористым покрытием, как прямых, так и анатомических, снижение КМП в области калькара находилось в пределах 15-35% . Применение супермодульных ножек с целью более полного соответствия по форме проксимальному отделу бедра, приводило к среднему снижению КМП на 20% в зоне 7 без существенной разницы с ножками с проксимальным пористым слоем . При применении индивидуально изготовленных бедренных компонентов этот показатель составлял еще меньше – 12% , а при установке бесстержневых бедренных компонентов, показатель КМП калькарной зоны даже несколько увеличивался .

На уровень КМП влияет не только форма, но и другие параметры бедренного компонента. Отмечено, что покрытие гидроксиапатитом положительно сказывается на уровне КМП , большая жесткость предрасполагает к снижению КМП, больший диаметр ножки приводит к большей потере КМП, чем тонкие , кобальт-хромовые ножки – к большему снижению, чем титановые , а титановые – к большему, чем изоэластические .

При этом не стоит понимать этот принцип буквально, как полное соответствие бедренной ножки и проксимального отдела бедренной кости – такая модель на сегодняшний день остается недосягаемой по причине невозможности создания материала и пространственной структуры, которые копировали бы нормальную кость со всеми присущими ей свойствами, включая ремоделирование. Со времени возникновения метода эндопротезирования все создаваемые конструкции имели со здоровой костью лишь приблизительное, большее или меньшее сходство по форме и, соответственно, по физическим свойствам. Поэтому, если смотреть на проблему широко, основными свойствами эндопротеза проксимального отдела бедренной кости должны быть следующие: имплантат не должен грубо нарушать распределение напряжений в костной ткани проксимального отдела бедра, не должен быть токсичен и не должен вызывать реакцию отторжения. Последние два качества, по сути, обусловлены химическими свойствами материала и его поверхности и по совокупности этих свойств лидирующие позиции занимает титан и его сплавы.

Количество разных вариантов ножек эндопротезов, применяемых в настоящее время, исчисляется сотнями. При этом даже незначительное различие в форме бедренного компонента влияет на процессы перестройки кости перипротезной зоны . Несмотря на многочисленные сообщения, остается неопределенным, какой дизайн и материал для этих эндопротезов является наилучшим, и возникают новые клинические затруднения . Современный подход к выбору подходящего бедренного компонента для данного пациента немыслим без понимания механических условий функционирования эндопротеза при физиологических нагрузках.

Подавляющее большинство конструкций бедренных компонентов бесцементной фиксации, применяемых в настоящее время, построено по схожей схеме – с массивной металлической ножкой, внедряемой в костномозговой канал. Ножка может иметь клиновидную, коническую или сложносоставную форму с цилиндрической и конической частью с разной кривизной поверхности. В качестве дополнительного стабилизирующего элемента некоторые конструкции имеют воротничок. Для ротационной стабильности, как правило, применяются заостренные или тупые продольно ориентированные выступы. Поверхность этой ножки обычно имеет специальное покрытие для увеличения площади контакта с костью, рассчитанное на прорастание костных трабекул (пористый слой). Однако у некоторых исследователей 1980-х годов ( данная концепция фиксации имплантатов вызывала недоверие и осуждение. Внедрение эндопротеза традиционной конструкции в проксимальный отдел бедра ощутимо изменяет распределение сил сжатия и растяжения внутри кости. В частности, жестко имплантированный металлический стержень некоторых конструкций внутри диафиза уменьшает физиологическое давление на калькарную область, что ведет к ее атрофии. В то же время это является причиной гипертрофии сегмента диафиза, ответственного за передачу нагружающих сил дальше по кости

Главным аргументом противников такой конструкции ножек являлась нефизиологичность распределения нагрузок после имплантации. Казалось бы, прямым подтверждением этому служит явление, названное экранированием напряжений. Проявлениями его является развитие атрофических изменений проксимального отдела бедра и, прежде всего, калькарной зоны с одновременными гипертрофическими изменениями кортикальной кости на уровне дистального окончания ножки. Многие авторы рассматривали эти явления как патологические и считали их первыми признаками развивающейся нестабильности эндопротеза. В настоящее время такой подход можно считать не вполне правильным, однако свою роль в развитии идей эндопротезирования эти взгляды, безусловно, сыграли.

В частности, были предприняты попытки тщательного анализа нормальной архитектуры кости. Трабекулярная структура губчатого вещества позволяет передачу нагрузки по разным направлениям в системе, в которой важную роль выполняет жидкая составляющая – содержимое межтрабекулярных пространств. Система губчатой кости может адаптироваться к продолжительным изменениям нагрузок , что компенсирует невозможность идеального воспроизведения распределения нагрузок в костном веществе. Рассматривалась возможность создания эндопротеза, который закреплялся бы в пространственной трабекулярной сети губчатой кости и такие конструкции были созданы – трабекулярный эндопротез CHV. По сравнению с кортикальной, губчатая кость менее прочна и не может выдерживать равнозначные циклические нагрузки, поэтому эндопротез, закрепляемый в губчатом веществе должен иметь как можно более развитую поверхность, для уменьшения давления на единицу площади. В описываемом протезе при объеме в 60 см3 площадь поверхности была доведена до 8000мм2, средняя величина давления составляет при этом менее 2N/мм2. Эта величина является критической для губчатой кости , при ее превышении губчатая кость разрушается. Авторами особо отмечено, что после имплантации трабекулярного эндопротеза восстанавливается гидродинамическая система губчатой кости.

Трабекулярный эндопротез CHV имел достаточно узкие показания. Главное условие для имплантации – достаточно широкий проксимальный отдел бедренной кости, в котором есть достаточное количество сохранной губчатой кости. Сами авторы сообщали об имплантации небольшого количества таких эндопротезов (35 операций). Сама имплантация трабекулярного эндопротеза технически сложна, кроме того, в пяти случаях из-за разрушения большого вертела потребовалось дополнительное оперативное вмешательство. Кроме того, авторами отмечена проблема эктопической оссификации. Вероятно поэтому данный тип эндопротеза не получил широкого распространения, хотя определенные достоинства были отмечены. В частности, ни в одном случае у пациентов не отмечены жалобы на боли в бедре, достаточно характерные для бесцементных эндопротезов.

В последние годы возобновился интерес к идее физиологичности закрепления эндопротеза в шеечно-вертельном отделе бедренной кости. Новые конструкции представлены несколькими вариантами. Их достоинства — это максимальное сохранение проксимальных отделов бедренной кости, сохранение близких к физиологическим нагрузок и малая травматичность операции. Возобновлению этого интереса способствует увеличение количества ревизионных операций по замене нестабильных эндопротезов традиционной конструкции, при которых хирург сталкивается с рядом трудностей, среди которых дефицит здоровой костной ткани, требующий применения алло- и аутотрансплантатов, а также значительная травма мягких тканей при расширенных доступах, сопровождаемых трепанацией кости на большом протяжении.

По мере поиска оптимальной формы бедренных ножек традиционной конструкции, сформировался целый ряд концептуальных подходов к их конструированию, исходом которого в настоящее время является большое разнообразие бедренных компонентов, в пользу каждого из которых имеются и умозрительные подтверждения и более или менее успешное подкрепление их практикой. Очевидна необходимость классифицировать разные типы конструкций по определенным признакам, которые позволяли бы обоснованно подходить к выбору той или иной конструкции для применения у конкретного пациента.

Концепция бедренной ножки развивается в двух направлениях: приспособление имплантата к бедренной кости, или, наоборот, приспособление бедренной кости к имплантату  .

В рамках одного из концептуальных направлений конструирования ножек традиционной формы прослеживается тенденция к максимально возможному приближению формы эндопротеза к модели бедренной кости. Такую концепцию можно назвать «анатомической». Сторонники ее полагают, что наиболее правильно будет стремиться к повторению в форме эндопротеза присущих бедренной кости анатомических особенностей, в частности, изгибов во фронтальной и в сагиттальной плоскости для лучшей посадки ножки и заполнения канала. Другая концепция предусматривает внедрение в кость «прямых» ножек, изготовленных без учета физиологических изгибов проксимального отдела бедра.

Обеспечивая лучшее во всех отношениях заполнение канала, анатомически соответствующие ему конструкции должны обеспечивать лучший клинический результат, и в ряде публикаций такая зависимость отмечена. ,Хороший результат применения таких ножек может наблюдаться либо при дистальной, либо при проксимальной плотной посадке и заполнении канала. Имеются также сведения об отсутствии существенного влияния как дистальной, так и проксимальной плотной посадки на клинический результат.

Неоднозначность мнений в отношении влияния посадки и заполнения на клинический результат свидетельствует об отсутствии явных преимуществ анатомических ножек перед прямыми. Более того. По мнению Lemaire (2000), лучшие показатели выживаемости в отдаленные сроки демонстрируют прямые ножки, отвечающие идее адаптации бедренной кости к эндопротезу. Возможность применения такого типа конструкций обеспечивается способностью костной ткани к ремоделированию, то есть к перестройке трабекулярной структуры в условиях перераспределения напряжений.

Необходимым условием для осуществления функциональной перестройки является жесткая первичная фиксация и, если в случае применения прямых ножек в надежной первичной фиксации за счет заклинивания (прямая ножка в непрямом канале) сомнений не возникает, то при применении анатомических существует опасение недостаточно жесткой первичной фиксации. В этом случае благоприятное течение процесса адаптации кости находится под некоторым сомнением.

Среди «прямых» ножек имеется большой ассортимент бедренных компонентов, отличающихся зоной наиболее прочной фиксации к бедренной кости. Множество конструкций имеют в основе формы клин, различающийся величиной угла.

Применение пористого покрытия на ножках бесцементных эндопротезов призвано улучшить остеоинтеграцию ножки за счет образования на ее поверхности пространственной структуры, которая со временем заполняется новообразованными костными трабекулами. Однако применение этого покрытия сразу ставит ряд вопросов, как перед конструкторами, так и перед хирургами. Наиболее актуальные вопросы – структура пористого слоя, размер пор и степень пористости, его локализация и площадь на поверхности эндопротеза. Для ответа на эти вопросы были анализированы долгосрочные исходы эндопротезирования, однако этого недостаточно. Для полноценного обоснования той или иной идеи в данной области применяется математический анализ поведения имплантата в системе «имплантат — бедренная кость». Метод математического моделирования позволяет не только объяснить ряд механических эффектов в данной системе, но, что не менее важно, прогнозировать дальнейшее развитие событий и, таким образом, предвидеть возможные последствия. В ходе математического моделирования можно исследовать распределение напряжений, возникающих как в костной ткани, так и в имплантате, при этом, изменяя некоторые исходные параметры, в том числе механические свойства материала, распространенность пористого слоя, величину нагрузок прогнозировать, как тот или иной параметр может повлиять на функционирование эндопротеза.

Важную роль в понимании процессов, происходящих в костной ткани и в материале имплантата, играет и исследование удаленных по каким-либо причинам имплантатов. Это дает ценный материал для представления о поведении эндопротеза in vivo. В частности, на основании исследования поверхности посмертно удаленных ножек эндопротезов типа AML при отсутствии у пациентов при жизни признаков нестабильности эндопротеза установлено, что остеоинтеграция ножки происходит далеко не по всему пористому слою, а занимает в среднем лишь 11-16% от площади покрытия . Эти данные впоследствии были использованы в качестве исходных для математического моделирования. Кроме того, для определения влияния различных степеней остеоинтеграции на распределение напряжений были моделированы ситуации со 100-процентной остеоинтеграцией пористого слоя и отсутствием таковой. Эти вычисления дали ответ на весьма актуальный вопрос о необходимой степени покрытия поверхности ножки пористым слоем. Выяснилось, что полное покрытие не только не улучшает долгосрочную стабильность ножки, но и приводит к угрозе усиленной резорбции костной ткани, поэтому применение такого покрытия при первичном эндопротезировании нежелательно. Напротив, вполне достаточным является нанесение покрытия на проксимальную часть ножки, которая контактирует с губчатой костью.

Как выяснено, более распространенная остеоинтеграция ножки, особенно в дистальном направлении, наряду с хорошей инициальной стабильностью бедренного компонента, может приводить к более выраженному “stress shielding” синдрому. Суть этого явления в передаваемой через эндопротез непосредственно на истмальную зону нагрузке, в то время как проксимальный отдел оказывается недогруженным. Отрицательным последствием этого процесса является выраженное анатомическое изменение диафиза – гипертрофия на уровне истмуса с формированием пьедестала под кончиком ножки, что может создать угрозу стабильности ревизионного эндопротеза и значительные трудности при выполнении реэндопротезирования. Учитывая высокую вероятность необходимости ревизионной операции с течением времени, особенно у молодых пациентов, была сформулирована концепция дизайна ножек, которая предусматривает максимальное сбережение диафизарной части бедра. Конечная цель этого – максимально возможное сохранение нормальной анатомии диафиза для предполагаемой в будущем ревизионной операции. Именно поэтому предпочтительным является ограничение распространения пористого слоя на ножке эндопротеза проксимальным ее отделом. Другими словами, первично имплантируемый бедренный компонент эндопротеза должен фиксироваться в основном в проксимальной части, что создает более физиологичное распределение нагрузки и, соответственно, вызывает минимальные изменения диафизарного отдела бедра.

Были широко изучены необходимые условия и сформулированы принципы устойчивой фиксации имплантатов с пористым покрытием. Для начальной стабильности имплантата очень важной задачей является минимизация микроподвижности, и создание тем самым условия для остеоинтеграции. Хирург должен уметь внедрить имплантат с достижением незамедлительной стабильности. Пористая поверхность должна быть биологически совместима, устойчива к износу и коррозии и обеспечивать прочную связь с основой имплантата. Оптимальный размер пор был определен в 100 — 400 микрометров.

В соответствии с особенностью стабильности разных ножек в системе «имплантат — бедренная кость» при бесцементной фиксации, среди применяемых вариантов ножек традиционной конструкции можно выделить группы по типу фиксации. Преимущественно проксимальный тип фиксации (практически в «чистом» виде представленный трабекулярной ножкой CHV , при котором нагрузка передается с эндопротеза на опил и трабекулярные структуры проксимального отдела кости. Преимущественно дистальный тип, при котором обязателен плотный контакт дистального цилиндрического отдела ножки с кортикальным слоем в области истмуса бедра и к которому можно отнести ножки AML (DePuy), некоторые из семейства Versys (Zimmer), Имплант-Элит (Имплант-МТ) и аналогичные им. Клиновидные бедренные компоненты относят, как к дистальному типу (дизайны Цваймюллера (Plus Orthopaedic, Centerpulse, Zimmer)), так и к проксимальному (Multicone (Ceraver)), что во многом затрудняет классификацию рентгенологических изменений перипротезной костной ткани, характерных для данных типов бедренных компонентов. Для таких ножек обязательным условием их успешной фиксации является контакт боковых поверхностей с кортикальным слоем на большом протяжении в участке от малого вертела до истмуса. Применяемые конструкции такого типа демонстрируют отличную стабильность в течение длительного времени.

Для каждого из типов фиксации имеются свои достоинства и недостатки. Так, например, многие авторы считают опасным возникновение расклинивающих нагрузок, не свойственных нормальной кости, при имплантации клиновидных или конусовидных ножек и не рекомендуют их к установке у пациентов пожилого и старческого возраста с явлениями выраженного остеопороза. С другой стороны ряд авторов представляют отличные результаты применения данного типа бедренных компонентов у серий больных старческого возраста. Бесцементные конические ножки, по-видимому, лучше всего проявляют себя в бедренных костях с воронкообразным строением проксимальной части костномозгового канала. Их также можно использовать в имеющих цилиндрическое строение бедренных костях, но они должны при этом иметь большой диаметр, что приводит к болевому синдрому в бедре, несоответствию модуля упругости и экранированию напряжений . При применении ножек с возможностью дистальной фиксации, общепризнанным является перераспределение костной массы с проксимального отдела в дистальные , что связано с шунтированием передаваемых нагрузок через эндопротез сразу на диафизарную область. К недостатку дистальной фиксации следует также отнести сложность ревизионных операций. Очевидно, что каждый тип фиксации должен применяться обоснованно, с учетом определенных условий. Другими словами, для конкретного случая оптимальным эндопротезом является такой, после имплантации которого, создаются условия благоприятного перераспределения нагрузок после окончательной стабилизации. Одним из главных является относительное соответствие формы бедренного канала и ножки эндопротеза. Некоторые производители в рекомендациях указывают наиболее благоприятные формы бедренной кости для успешной фиксации конкретного типа эндопротеза. Так, например, для ножек типа Споторно, основным параметром соответствия ножки и бедренной кости является так называемый кортико-морфологический индекс, отражающий, с одной стороны, степень сужения бедренного канала, с другой – качество кортикальной кости. Кроме формы канала, для определения показаний к бесцементной фиксации ножки, учитываются и другие факторы: индекс Сингха, как показатель выраженности остеопороза, пол и возраст пациента. Бедренный компонент Versys ET предполагает фиксацию в губчатой кости, поэтому производитель (Zimmer) рекомендует применять его у относительно молодых пациентов без признаков остеопороза с развитым метафизарным отделом бедренной кости.

Таким образом, несмотря на огромное количество бедренных компонентов и работ, посвященных их оптимальному выбору, в настоящее время отсутствует единый подход и показания к применению той или иной конструкции. Зачастую, в имеющихся источниках литературы имеются взаимно исключающие рекомендации к установке бедренных компонентов определенного типа. 

Государственное образовательное учреждение высшего профессионального образования
«Российский университет дружбы народов»ПАНТЕЛЕЕВА А.С.