Дизайн бедренного компонента эндопротеза бесцементной фиксации

15 Марта в 19:59 6215 0


За более чем пятидесятилетнюю историю развития эндопротезирования тазобедренного сустава было создано большое количество имплантатов различных конструкций. Первоначальные попытки использования бедренных компонентов эндопротезов бесцементной фиксации закончились неудачей. Это было обусловлено несовершенным дизайном эндопротеза - разработанные модели не обеспечивали должной фиксации в костномозговом канале, что сопровождалось постепенным развитием нестабильности массивного имплантата внутри кости и, в конечном итоге, возникновением болевого синдрома. Именно эти неудачи привели к тому, что Charnley и его последователи стали использовать костный цемент на основе акрилоксида для фиксации ножки в канале бедренной кости. Однако, несмотря на несомненные успехи современного цементного протезирования , все больше возрастает интерес к использованию бесцементных ножек. Особенно перспективным кажется их применение у лиц молодого возраста с активным образом жизни и пациентов с избыточным весом.

В этом разделе мы рассмотрим особенности дизайна и характеристики бесцементных бедренных компонентов, обсудим показания и отбор пациентов, рассмотрим детали установки, обсудим опубликованные результаты и осложнения и, наконец, обобщим опыт клиники Российского НИИТО им. P.P. Вредена.

Дизайн 

Дизайн бесцементной ножки эндопротеза предопределяют механические и биологические принципы ее фиксации. При оценке любого бесцементного имплантата необходимо рассмотреть особенности его формы и геометрии, свойства материала, из которого он изготовлен, характер напыления или способа обработки поверхности. К сожалению, нет единой точки зрения на то, каким должен быть бесцементный протез. Данный факт подтверждается тем, что при обзоре опыта работы 260 больниц в Англии было обнаружено более 30 моделей эндопротезов различного дизайна, а в сообщении из Норвегии говорится об использовании 398 бесцементных бедренных компонентов, различающихся по дизайну и размеру.

ets21.jpg

Рис. 1. Относительные модули адаптационной способности кости, титана и кобальт-хромового сплава.

Свойства материала

Для изготовления бесцементных бедренных компонентов эндопротеза наиболее часто используются кобальт-хромовые и титановые сплавы. Сплавы титана обладают лучшей биологической совместимостью, но остеоинтеграция возможна при использовании и того, и другого материала. Поскольку главным фактором долгосрочного эффективного функционирования устройства является передача напряжения, очень большое значение имеет модуль упругости материала. В этом отношении, титан - более привлекательный материал, потому что его модуль упругости ближе к модулю упругости кости и приблизительно вдвое меньше, чем у кобальт-хрома (рис.1). Существенным недостатком титана является выраженное ослабление его прочностных свойств при наличии неровностей на поверхности. Такая особенность накладывает значительные производственные ограничения на дизайнерские разработки.

Отдельная проблема - потенциальная токсичность материала. Ионы кобальта и хрома обнаруживаются в небольших концентрациях в жидкостях и тканях организма, но, даже в малых дозах, они могут обладать цитотоксическим действием. С другой стороны, титан ассоциируется с формированием большего количества продуктов износа и выделением ионов, но, по-видимому, лучше переносится на клеточном уровне. При развитии нестабильности титан как относительно мягкий материал легко стирается, образуя большое количество дебриса.

Неоднократно предпринимались попытки понизить уровень изнашивания и приблизить модуль упругости эндопротеза к кости. С этой целью использовались сложные материалы. Наиболее широкое применение в международном масштабе среди сложных бесцементных бедренных компонентов нашла ножка Isoelastic, которая, несмотря на свой инновационный дизайн, привела к высокой частоте расшатывания и клинической несостоятельности. Поэтому, учитывая предыдущий опыт, клинические испытания новых конструкций выполняются очень осторожно. 

Дизайн имплантата

Концептуально бесцементный имплантат должен обеспечивать стабильность непосредственно при установке, способствовать долгосрочной биологической фиксации, и, обладая хорошей биологической совместимостью, не препятствовать ремоделированию кости. В значительной мере длительная и полноценная функция эндопротеза обеспечивается первичной стабильной фиксацией ножки в костномозговом канале, несмотря на различные типы поверхности имплантатов, рассчитанных на остеоинтеграцию и надежную вторичную фиксацию. Если удается добиться первичной стабилизации имплантата, то в последующем происходит биологическая фиксация за счет врастания костной ткани в покрытие ножки или обрастания костью ее шероховатой поверхности, что и обеспечивает длительную функцию эндопротеза.

Для решения этих задач были предложены две философии дизайна: (1) гладкие ножки с макроблокировкой и (2) текстурированные «press-fit»-компоненты с микроблокировкой.
 
Обработка поверхности

Концепция макро- и микроблокировки для фиксации основана на том, что соответствующая анатомии проксимального и дистального отделов бедра форма ножки может обеспечить стабильность и приблизить напряжение и деформацию к аналогичным показателям нормальной бедренной кости. Надо учитывать, что при любой интрамедуллярно установленной системе абсолютно изменяются нормальные (при сохраненной головке и шейке бедренной кости) показатели деформации и распределение нагрузок на проксимальный отдел бедра.

Эффективность дизайна "perss-fit"-компонента зависит от адаптации к геометрии кости, способа интрамедуллярной установки и состояния поверхности эндопротеза. Наиболее значимыми факторами для имплантации любого бесцементного компонента являются значительная вариабельность геометрии проксимального отдела бедра и различная прочность кости. Учитывая трудность в обеспечении соответствия изменчивой геометрии в проксимальном отделе, многие изготовители эндопротезов пытались получить надежную фиксацию в кортикальном слое интрамедуллярного канала.

Поскольку в целях обеспечения стабильной фиксации бесцементные ножки обычно значительно превосходят по размеру имплантаты цементной фиксации, они обладают значительно большей жесткостью и соответственно препятствуют нормальной передаче нагрузки, что может приводить к развитию «stress-shielding»-синдрома. С целью лучшего заполнения проксимального отдела бедра при одновременном уменьшении ригидности ножки используются специальные особенности дизайна - бороздки, желобки, щелевые отверстия и пр. Полностью заполняющий интрамедуллярный канал бедренный компонент очень эффективен с точки зрения обеспечения начальной стабильности, но надежность фиксации имплантата может уменьшиться через несколько месяцев в результате ремоделирования кости. Исследования на собаках показали, что плотная дистальная посадка действительно увеличивает напряжение в точке контакта, и таким образом освобождает проксимальный отдел от нагрузок. При этом превышение размера имплантата даже на 0,5 мм в диаметре вызывает стопроцентное изменение в микронапряжении во время установки. Такое нарастание кольцевого напряжения нередко приводит к расколам кости, которые напрямую связаны с использованием "press-fit"-имплантатов. В лабораторных испытаниях было зарегистрировано, что внедрение имплантата с превышением размера всего на 1 мм регулярно вызывало переломы бедра у собаки во время установки.

Источником постоянных дискуссий остается вопрос, какой из типов бесцементной фиксации (проксимальный или дистальный) обладает лучшими характеристиками, и необходимо ли учитывать особенности геометрии бедренной кости и определять заполняемость метафиза бедренной кости имплантатом (см. рис. 2). Бесцементные ножки раннего дизайна имели тенденцию к преимущественно дистальной фиксации в перешейке канала, более современные модели обеспечивают преимущественно проксимальную нагрузку при полном контакте по поверхности эндопротеза и во фронтальной, и в аксиальной плоскостях. Как будет сказано ниже, результаты использования эндопротезов обоих типов не уступают результатам применения цементных имплантатов.

ets22.jpg

Рис. 2. Формула для вычисления процента заполнения канала в трех зонах контакта имплантата с фиксирующей костью.


Дизайн, нагрузка и оседание

Множество факторов определяют степень подвижности ножки эндопротеза в костномозговой полости бедренной кости при физиологической нагрузке. Анатомо-физиологические особенности пациента включают геометрию эндостального отдела бедренной кости, качественные характеристики губчатой костной ткани (остеопороз, остеосклероз) и кортикальных стенок (толщина и форма), вес, рост и жизненную активность. Факторы, которые находятся под контролем хирурга, включают точность соответствия выбранного протеза анатомическому строению бедренной кости, положение имплантата в кости (в том числе уровень опила шейки бедренной кости), плотность соприкосновения протеза с костной тканью, наличие каких-либо зазоров (диастаза) между протезом и костью. Рассмотрим некоторые варианты дизайна ножки протеза, играющие роль в комплексной проблеме стабильности имплантата.

Для того чтобы протез бесцементной фиксации обеспечивал безболезненную нагрузку на ногу при максимальной амплитуде движений, необходимо почти полное отсутствие подвижности между имплантатом и костной тканью. Тем не менее, в типичных случаях в ближайшем послеоперационном периоде наблюдается наибольшее оседание протеза, которое прогрессивно уменьшается по мере увеличения нагрузок и фиксации ножки в кости. Процент заполнения интрамедуллярного канала имплантатом позволяет оценить вероятность оседания ножек определенного дизайна. Однако сила вбивания или внедрения значительно больше коррелирует с оседанием, чем так называемое измерение соответствия и заполнения ("fit-and-fill").

По окончании периода, необходимого для образования костного сращения (обычно это наступает через 2,5 - 3 месяца) пациент возвращается к нормальной ходьбе. При этом взаимодействие металла и костной ткани имеет вид упругой эластической деформации и определяется как микроподвижность. Сложные радиометрические исследования показали, что практически любой протез имеет смещение относительно бедренной кости во время физиологической нагрузки на конечность. Обычно эта подвижность носит колебательный характер, и положение имплантата восстанавливается во время неопорной фазы шага (рис. 3). Однако при избыточных нагрузках, остеопорозе, погрешностях хирургической техники смещения превышают допустимые и приводят к значительному оседанию ножки протеза.

ets23.jpg

Рис. 3. Схематическое сравнительное отображение микроподвижности и миграции эндопротеза на границе кость-имплантат в процессе ходьбы (Biomechanics in orthopaedics. Tokyo, Japan, Springer-Verlag, 1992).


Изучение изменения позиции имплантата демонстрирует, что незначительное раннее продольное оседание (до 2-3 мм) не препятствует остеоинтеграции, в то время как даже небольшая ротационная неустойчивость четко коррелирует с неудовлетворительными клиническими результатами и болевыми ощущениями, которые обычно начинают проявляться при подъеме по лестнице. Исследование геометрии имплантатов показывает, что изогнутые ножки более приспособлены для противостояния по плоскости вращающему моменту, чем прямые, даже при том, что стабильность к осевой нагрузке отличается незначительно (Р<0,0114). Однако критерием эффективности изгиба можно считать только благоприятные клинические результаты.

Учитывая многообразие ранее перечисленных факторов и возможных микродвижений, были проведены лабораторные исследования по моделированию критериев стабильности системы «кость - протез» при использовании различных типов имплантатов. Результаты показали, что наиболее достоверным признаком плотности первичной посадки ножки является ротационная стабильность протеза. Устойчивость бесцементной ножки к ротационным усилиям определяется, прежде всего, расстоянием между крайними точками контакта протеза с костью и осью ротации имплантата, которая может быть представлена как продольная ось костномозгового канала. Таким образом, контакт между костью и внутренней поверхностью протеза на уровне остеотомии шейки бедренной кости значительно уменьшит ротационную микроподвижность, особенно если при этом протез контактирует с передней и задней костными стенками. Исходя из этих положений, следует, что более высокая остеотомия шейки бедренной кости приведет к уменьшению ротационной нагрузки на протез за счет изменения расположения протеза в кости, который будет смещен более медиально. Смещение уровня остеотомии проксимально на 10 мм приводит к уменьшению ротационной подвижности на 45%. Еще большую ротационную стабильность продемонстрировали асимметричные (в сагиттальной плоскости) ножки протезов. Это увеличение может быть связано с двумя факторами: отсутствием пиковых напряжений на протезе при осевой нагрузке, имитирующей ходьбу, и увеличением площади контакта имплантата и костной ткани, что обеспечивает лучшую фиксацию протеза.
Микроподвижность и миграция ножки эндопротеза может быть представлена в виде трех составляющих: медио-латеральной, переднезадней и верхненижней, а ротационная подвижность - в виде трех компонентов: варусно-вальгусной, передне- задней и вокруг оси бедра (рис. 4).

ets24.jpg

Рис. 4. Типичные варианты миграции ножки эндопротеза: М—L — во фронтальной плоскости, А—Р — сагиттальной, S—I — оседание, ротация (Biomechanics in orthopaedics. Tokyo, Japan, Springer-Verlag, 1992).


Величина микроподвижности между имплантатом и костью определяется пространственным распределением точек контактов между ними и коэффициентом трения на границе кость - металл. Ротационная микроподвижность протеза в канале бедренной кости определяет основные клинические жалобы пациентов при нестабильности ножки. Как правило, расшатывание ножки начинается с появления избыточных ротационных движений имплантата в канале, приводящим в последующем к ретроверсии протеза. Нередко ротационная нестабильность сочетается с миграцией протеза в кости, которая приводит к укорочению конечности и может вызвать неустойчивость (подвывихи) сустава.

Дизайн ножек и реакция кости

Наличие подвижности эндопротеза определяет биологическую реакцию костной ткани на имплантат. Так, небольшие смещения (0 - 50 мкр) стимулируют образование костной спайки, более выраженная подвижность (50 - 100 мкр) приводит к формированию фиброзного сращения. Следовательно, критическим фактором, определяющим успешную функцию ножки протеза, является ее прочная фиксация в кости за счет врастания в покрытие имплантата костной ткани.

Существуют два принципиально разных способа крепления ножки бесцементной фиксации, предназначенные для максимальной стабильности протеза с учетом особенностей строения костномозгового канала и условий операции. Первый из них предполагает стабилизацию протеза за счет фиксации дистальной части ножки в диафизарной части бедренной кости. Это достигается тем, что дистапьный отдел протеза имеет цилиндрическую форму и соответствующее покрытие для плотного введения в адаптированный (рассверленный под соответствующий размер) костный канал. Во время введения протеза пористое покрытие ножки плотно внедряется в кортикальные стенки, обеспечивая таким образом ротационную стабильность и препятствуя смещениям, возникающим при осевой нагрузке. Этот способ фиксации ножки называется диафизарным или дистальным. Ножка, наряду с пористым покрытием, может иметь плазменное напыление, а в некоторых моделях дополняется продольными желобками. Наиболее частыми показаниями к использованию протезов этого типа являются случаи ревизионной артропластики при скомпрометированном проксимальном отделе бедренной кости, в частности, при отсутствии или малом количестве губчатой кости в метафизарной части, обусловленном особенностями анатомического строения кости или ранее перенесенными операциями (межвертельная остеотомия), а также при цилиндрической форме костномозговой полости. Типичными представителями этого «семейства» протезов являются AML (DePuy), VerSys Beaded Full Coat (Zimmer).

При втором способе фиксации протеза ножку первично стабилизируют в метафизарной части бедренной кости. В этом случае фиксация достигается плотным внедрением эндопротеза в губчатую костную ткань. В отличие от дистальной фиксации, стабильность имплантата в метафизарной части бедренной кости зависит не столько от покрытия ножки, сколько от геометрии протеза и его соответствия форме проксимального отдела бедренной кости. В последние годы было создано большое количество моделей ножек протезов проксимальной фиксации. Существует несколько классификаций протезов этого типа. Различают несимметричное строение ножек (с изгибом в сагиттальной плоскости), обеспечивающее более полный контакт с передней и задней стенками бедренной кости и симметричное, что позволяет избежать раздельного применения правой и левой ножек. Более равномерная нагрузка на проксимальную метафизарную часть бедра позволяет надеяться на адекватное ремоделирование кости при использовании современных конструкций эндопротезов. Эффективность передачи напряжения зависит также и модуля упругости, формы и размера компонента, наличия воротничка, распределения пористого покрытия и хирургической методики.

Контакт бесцементного бедренного компонента с костью

Одним из наиболее важных факторов, определяющих микроподвижность ножки протеза в кости, является зона ее контакта и плотность первичной посадки имплантата. Правильно установленный протез должен иметь, по меньшей мере, по одной точке контакта с медиальной и латеральной стенками диафиза (в переднезадней проекции), передней и задней кортикальными пластинками в боковой проекции. О качестве этого контакта можно судить по общей площади соприкосновения имплантата и эндоста. В метафизарной части протез плотно фиксирован губчатой костью и практически не контактирует с кортикальной стенкой. При поперечных распилах имеются ограниченные участки контакта имплантата с кортикальной стенкой, но, как правило, между протезом и диафизом имеется прослойка из губчатой костной ткани различной толщины. Во многих случаях между имплантатом и костью существует диастаз (щель), причиной которой являются технические погрешности при подготовке ложа протеза рашпилями и введении самого протеза. Наличие щели является предрасполагающим фактором к появлению ранней нестабильности протеза. Исследования, проведенные при аутопсии 34 ножек Zweymuller в сроки от 10 дней до 15 лет после их имплантации выявили следующие закономерности. Средний индекс контакта кости с ножкой эндопротеза равнялся 10% в ранние сроки после операции. Максимальный контакт наблюдался через 5 лет после имплантации и сохранялся в последующие годы. Индекс контакта не зависел от возраста больного.

Таким образом, в правильности посадки ножки протеза функциональное значение имеют два показателя: контакт с кортикальной костью, особенно медиальной стенкой проксимального отдела бедра, и площадь соприкосновения имплантата с губчатой костной тканью.

ets25.jpg

Рис. 5. Схематическое распределение контакта симметричной ножки эндопротеза с костной тканью 
(Biomechanics in orthopedics. Tokyo, Japan, Springer-Verlag, 1992).

Экспериментальные исследования, проведенные в лабораторных условиях, показали, что примерно 70% поверхности современного эндопротеза отстоит от костной стенки на расстояние более 1 мм. В имплантатах дистальной фиксации прямой контакт с медиальной и латеральной стенками диафизарной части составляет от 10 до 30 мм. Степень контакта между дистальной частью ножки и стенками бедренной кости очень вариабильна, что связано с элипсовидной формой канала бедренной кости на уровне перешейка. Измерения показали, что в сагиттальной плоскости ширина костномозгового канала бедра в среднем на 4 мм шире в сравнении с фронтальной плоскостью. При дистальном способе фиксации ножки варианты контакта протеза в проксимальной части менее предсказуемы, т.к. размер протеза определяется дистальной его частью. В обязательном порядке имплантат контактирует с медиальной частью проксимального отдела бедренной кости в проекции малого вертела.

Протезы проксимальной фиксации (метаэпифизарной), например Fiber Metal Taper, заклинивающая модель Enhanced Taper фирмы Zimmer, имеют схожую картину зоны контакта протеза с костью. В норме имеются три ключевых участка плотного соприкосновения: проксимально - вдоль медиальной части ножки по передней и задней ее поверхности, в средней части ножки имеется тесный контакт латерапьной ее части на уровне перехода метафиза в диафиз и, наконец, в дистальном отделе - в области верхушки протеза с внутренней ее частью (рис. 5, 6). В связи с конусовидной формой протезов имплантаты проксимальной фиксации имеют большую площадь контакта с губчатой костью в сравнении с протезами дистапьной фиксации.

ets26.jpg

Рис. 6. Типичные точки контакта ножки эндопротеза (VerSys, Zimmer) с бедренной костью (указаны стрелками).


Кроме того, на площадь контакта протеза с губчатой костной тканью оказывают влияние следующие факторы: дизайн ножки протеза и его соответствие форме костномозгового канала, соотношение между протезом и ложем, формируемым для него инструментами в бедренной кости. Для стабильной фиксации необходимо, чтобы имплантируемый протез соответствовал внутреннему размеру бедренной кости в проксимальной или дистальной части. Для создания "press-fit"-эффекта размер имплантата, как правило, должен быть на 1 - 2 мм больше размера бедренного рашпиля. Если размер дистального отдела ножки не соответствует диаметру костномозгового канала бедренной кости, и отсутствует плотный контакт с кортикальными стенками, то в этом случае фиксация протеза обеспечивается лишь за счет губчатой костной ткани, которая не может выдержать нагрузку тела во время ходьбы, что приводит к появлению избыточной подвижности на границе кость-протез. Подобные неудачи на ранних этапах разработки метода привели исследователей к выводу, что протезы проксимальной фиксации должны иметь большой размер и полностью соответствовать внутреннему контуру проксимального отдела бедра. Однако биомеханические исследования показали, что это положение не совсем верно, т.к. стабильность протеза зависит от его контакта с прочными структурами на протяжении кости таким образом, чтобы противостоять полиаксиальным нагрузкам, передаваемым через головку протеза.

Воротничок эндопротеза

Большинство бесцементных имплантатов, хорошо заполняющих метафизарную проксимальную часть, не имеют воротничка, поскольку он может лимитировать глубину установки. Помимо этого, наличие воротничка у клиновидной ножки может ограничить способность компонента к раннему оседанию в устойчивую позицию в канале кости. Однако существует мнение, что воротничок может увеличивать стабильность бесцементной ножки, а при наличии длинного стебля способствует нормализации передачи нагрузки на проксимальную часть бедра (с 15% от нормальной нагрузки без воротничка до 50% с воротничком). Многие производители эндопротезов, стараясь не ограничивать выбор хирурга, выпускают одни и те же модели и с воротничком, и без него. При проведении фундаментальных исследований не было получено убедительных данных ни о лучшем ремоделировании кости в проксимальном отделе в присутствии воротничка, ни о предотвращении оседания ножки. Тем не менее, при использовании компонентов дистальной фиксации, не полностью заполняющих метафиз, воротничок может предотвратить раннее оседание ножки.

Головка и шейка эндопротеза

Важным требованием ко всем моделям ножек эндопротезов является обеспечение, наряду с прочной фиксацией, максимально полной амплитуды движений при условии полной стабильности тазобедренного сустава. Оптимальное натяжение отводящих мышц бедра достигается за счет использования модульных головок с переменным размером шейки, что позволяет хирургу обеспечить стабильность сустава без изменения длины конечности. У бесцементных бедренных компонентов модульные головки и шейки часто изготавливаются из разных материалов, поскольку большинство ножек сделаны из титана, а металлические головки в основном - из кобальт-хрома. Неоднократно демонстрировалось, что между этими двумя различными металлическими поверхностями возникает потенциал для гальванической коррозии. Если головка и шейка были выполнены из одинакового материала, коррозия в модульном соединении отмечалась лишь в 9% ревизованных компонентов, в то время как изготовление этих элементов из разных металлов порождало коррозию в 34% случаев.

Обработка поверхности

Как уже отмечалось выше, существует две принципиальные философии дизайна для бесцементных компонентов: макроблокировка, достигаемая полным соответствием формы имплантата геометрии проксимального отдела бедра, и микроблокировка за счет остеоинтеграции с текстурированной поверхностью. Теоретически гладкая поверхность бедренного компонента в меньшей степени экранирует проксимальную часть бедра от напряжения, однако это не было подтверждено ни экспериментально, ни клинически. На сегодняшний день клинически доказано, что только форма имплантата не в состоянии обеспечить долгосрочную стабильности, необходима надежная биологическая фиксация бедренного компонента.

Оптимальная для прорастания кости структура пористого напыления предполагает наличие пор диаметром 150 - 400 мкм. Существует несколько типов покрытий ножек протезов. Наибольшее распространение получило покрытие в виде шариков толщиной 1-1,5 мм, изготовленное из того же металла, что и сам протез. Другие варианты: металлическая проволока, переплетающаяся между собой и прочно фиксированная к ножке протеза; металлические гранулы, создающие подобие «коралловых рифов»; плазменное напыление титана. При выборе бедренного компонента важно оценить, как распределено пористое покрытие: по всей окружности ножки или частично, покрывает всю длину или только проксимальную часть, возможна ли стимуляция остеоинтеграции за счет покрытия из гидроксиапатита (ГА), трикальция фосфата или факторов роста.

Степень покрытия ножки пористым напылением

Для первичного тотального эндопротезирования тазобедренного сустава большинство хирургов предпочитает бедренные компоненты, имеющие покрытие только в проксимальной части. Предполагается, что это обеспечивает более благоприятный механизм передачи напряжения и более благоприятную среду для ремоделирования кости. Однако неоднозначные клинические результаты и беспокойство по поводу адекватности начальной фиксации заставляют некоторых хирургов оказывать предпочтение полнопокрытым ножкам, несмотря на очевидную тенденцию к развитию «stress- shielding» при их использовании.

Покрытие гидроксиапатитом

Теоретические предпосылки врастания кости в пористое покрытие не всегда осуществляются на практике. К сожалению, в реальной ситуации очень сложно добиться абсолютно точного контакта поверхности имплантата с бедренной костью при ручной подготовке ложа протеза. Даже в тех ситуациях, когда пористая поверхность имплантата находится в соприкосновении с костной тканью, гарантии, что остеобласты врастут в поры, а если врастут, то на всю глубину, нет. В ряде случаев происходит простое блокирование пор без врастания костной ткани. Высокую клиническую оценку заслужило нанесение ГА на поверхность протеза, что существенно улучшает результаты артропластики. При рассмотрении механизма остеоинтеграции надо иметь в виду два возможных способа. Прежде всего, костная ткань может образовать очень прочную связь с ГА, который в данном случае выступает в качестве адгезивного вещества. Однако надо учитывать, что адгезия может существовать длительно только при возможности противостоять циклическим нагрузкам. Циклические и стрессовые напряжения снимаются коллагеном, который находится в костной ткани и отсутствует в ГА. Поэтому более вероятно, что этот механизм фиксации остеобластов не обеспечивает длительной стабильности.

При отслойке или откалывании покрытия от ножки его фрагменты могут мигрировать к узлу трения, ухудшая трибологические свойства (трение с третьим телом) и увеличивать количество продуктов износа полиэтилена.

Современные технологии позволяют обеспечить тонкое равномерное покрытие из гидроксиапатита с надежной фиксацией его на металлической подложке. Поэтому современные бедренные компоненты с гидроксиапатитным напылением обеспечивают хорошую остеоинтеграцию, покрытие практически не подвержено отслойке. Долговечность гидроксиапатита на подложке оценивалась в экспериментах на животных в течение 10 лет. Несмотря на то, что в экспериментальных моделях эти покрытия обеспечивают более быструю остеоинтеграцию, чем пористые поверхности, прорастание кости в оба типа поверхностей происходит фактически в одни и те же сроки - 12 недель. R.J. Furlong, J.F. Osborn на основании тысячи имплантированных эндопротезов сделали заключение, что единственный биоматериал, способный к образованию контакта с костью без промежуточной фиброзной мембраны, - керамический гидроксиапатит.

Некоторые авторы считают, что использование покрытия из гидроксиапатита уменьшает оседание бесцементных бедренных компонентов в сравнении с пористыми покрытиями.

Показания

Бесцементные бедренные компоненты в основном применяются у молодых активных пациентов с хорошим качеством кости. В Российском НИИТО им. P.P. Вредена в большинстве случаев ограничением является возраст пациентов 70 - 75 лет. С осторожностью бесцементные устройства применяются у больных ревматоидным артритом и на фоне длительной терапии стероидами. Редко бесцементные компоненты используются у пациентов пожилого и старческого возраста с переломами шейки бедренной кости.

Противопоказания

Нецелесообразно использовать бесцементные имплантаты у пациентов с метаболическими заболеваниями костной ткани, при плохом качестве кости в проксимальном отделе бедра, выраженном остеопорозе или непродолжительном предполагаемом периоде жизни. Обычно не рекомендуется использовать бесцементную фиксацию у пациентов в возрасте 70 - 75 лет, если они не ведут активный образ жизни.
У больных старше 75 лет, независимо от их уровня активности, чаще всего применяется цементная техника фиксации имплантатов.

Методика

Предоперационное планирование

В первую очередь, подбирается оптимальная конструкция эндопротеза, т.е. ножка должна наилучшим образом соответствовать и заполнять метафизарную часть и диафиз бедренной кости. Многочисленные исследования показали высокую вариабельность строения проксимального отдела бедренной кости, поэтому оценка рентгенограмм должна в обязательном порядке производиться в прямой и боковой проекциях. Морфологические отличия могут быть описаны различными способами, однако для унификации индивидуальных различий были разработаны индексы, описывающие типичные формы проксимального отдела бедра. Индекс расширения канала бедренной кости (индекса Dorr) позволяет в целом оценить форму канала во фронтальной плоскости (глава 3, рис. 3.3, 3.4). На основании этого показателя выделяют три формы строения костномозговой полости. Если индекс менее 3,0, то говорят о цилиндрической форме строения канала (типа «дымовой трубы»), этот вариант строения встречается примерно в 10% случаев. Другая крайность - индекс расширения более 4,7; такая воронкообразная (типа «бутылки шампанского») разновидность анатомического строения также наблюдается примерно у 10% больных. Между этими крайними вариантами находится нормальное распределение частоты расширения канала бедренной кости; именно при значениях индекса в диапазоне от 3,0 до 4,7 показана имплантация ножки бесцементной фиксации.

Более точные анатомические исследования, основанные на компьютерно-томографическом описании костномозгового канала бедренной кости, позволили выделить 9 основных вариантов строения бедра. Эти формы пропорционально не связаны между собой и не имеют одинаковой фиксированной медиальной кривизны, совпадающей с кривизной большинства ножек бесцементной фиксации. Кроме того, форма костномозгового канала значительно меняется с изменением общих размеров проксимального отдела бедренной кости и имеет высокую корреляцию с углом инклинации ее шейки. Эти исследования еще раз подчеркивают сложность выбора имплантата для обеспечения первичной бесцементной фиксации протеза.

Другим важным фактором, вытекающим из анатомического строения бедренной кости и ограничивающим размер имплантата, является возможное заклинивание ножки в костном канале. Кривизна бедренной кости в сагиттальной плоскости значительно варьирует в зависимости от пола, национальности и роста пациента. При введении прямой ножки избыточной длины (относительно расположения вершины кривизны бедра) кончик протеза может упереться в переднюю кортикальную стенку бедренной кости. Это будет препятствовать правильной посадке протеза в проксимальном отделе, а при продолжающемся усилии может привести к перелому бедра.

Подготовка канала

Важным фактором, определяющим плотность посадки ножки протеза, является воздействие инструментов, формирующих костное ложе для имплантата. Теоретически образуемая в губчатой костной ткани полость должна точно соответствовать размерам рашпилей, однако на деле возвратно- поступательные движения инструментов приводят к созданию канала большего размера. Это связано с тем, что рашпили удаляют большее количество костной ткани за счет застревания ее между острыми металлическими зубцами или неровностями. Если после этого имплантируется протез такого же размера, как и последний рашпиль, то неминуемо между имплантатом и костным ложем будет существовать щель, которая препятствует прорастанию костных трабекул в неровности покрытия протеза. Образующаяся щель может явиться местом для транспортировки полимерных продуктов стирания полиэтилена, которые в дальнейшем приводят к образованию воспалительных гранулем и остеолизу.

Существует несколько технических приемов, направленных на то, чтобы формируемая в процессе обработки костномозгового канала рашпилями полость максимально соответствовала размерам протеза. Рашпиль необходимо вводить в кость медленно, после предварительного формирования канала сверлами соответствующего диаметра. Особенно необходимо быть внимательным при выбивании из кости рашпиля последнего размера, чтобы при этом направление его обратного движения строго соответствовало первоначальному. Нередко из-за самопроизвольного вращения рашпиля размер формируемого ложа увеличивается. Кроме этого, как правило, размер самого протеза в проксимальной части больше размера рашпиля на 1 - 1,5 мм. Этим достигается компрессия губчатой костной ткани в процессе имплантации ножки с заполнением пористого покрытия самого имплантата и неровностей, оставленных рашпилем в кости.



В отличие от подготовки канала для цементирования обильное промывание и очистка канала для бесцементной фиксации могут иметь отрицательное значение. Предполагается, что кровь и небольшие фрагменты кости способствуют остеоинтеграции и не должны удаляться. Тем не менее, целесообразно осуществить умеренное щадящее промывание канала для удаления крупных частиц губчатой кости.

ets27.jpg

Рис. 7. Схематическое изображение баланса сил, воздействующих на тазобедренный сустав.

Пробное вправление осуществляется на последнем рашпиле с использованием модульной головки и шейки. Стабильность сустава оценивается при полном разгибании и наружной ротации (необходимо убедиться, что нет избыточной антеверсии ножки, и не возникает импинджмента между шейкой и задним краем вертлужной впадины) и при последующем сгибании до 90° и внутренней ротации.

Одним из наиболее важных факторов, определяющих стабильность имплантированного протеза, является восстановление нормальных анатомических взаимоотношений между бедренной костью и тазом. На рисунках 7 и 8 представлена схема измерения "offset" (расстояние между продольной осью бедренной кости и центром ротации сустава) и распределение сил, воздействующих на тазобедренный сустав. Тонус отводящих мышц оказывает большое влияние на механическую стабильность эндопротеза и амплитуду движений сустава. Длина этих мышц и компрессирующие усилия, возникающие между суставными поверхностями, определяются высотой и латерализацией большого вертела по отношению к подвздошной кости. Если после эндопротезирования сустав смещается медиально, то эффективность работы отводящих мышц уменьшается (за счет уменьшения расстояния между точками прикрепления мышц), и для поддержания равновесия таза потребуются большие мышечные усилия (см. рис. 7). Это усиление мышечной силы, в свою очередь, увеличит взаимодавление суставных поверхностей и нагрузку на ацетабулярный компонент эндопротеза. Кроме того, укорочение «offset» приводит к уменьшению амплитуды движений в суставе и создает предпосылки для вывиха (за счет контакта большого вертела с краем вертлужной впадины). В этой ситуации стабильность сустава может быть достигнута либо за счет удлинения конечности, либо путем изменения положения большого вертела. Поскольку удлинение конечности вызывает негативную реакцию пациентов, а остеотомия большого вертела производится лишь ограниченным кругом хирургов, в дизайне самого протеза должна быть заложена возможность восстановления длины шейки бедра для правильной ориентации головки без удлинения ноги.

ets28.jpg

Рис. 8. Изменение величины сил, действующих на тазобедренный сустав при изменении "offset".


Анатомические исследования показали, что «offset» изменяется в среднем в пределах 28 мм (от 29 до 57 мм), и эта величина определяется комбинацией двух основных факторов: инклинацией шейки бедренной кости (при варусной установке шейки бедра «offset» увеличивается) и размерами бедра. Диапазон «offset» протеза может быть уменьшен до 20 мм, если с увеличением размера ножки будет увеличиваться и длина его шейки. Сходная проблема существует при оценке положения протеза в сагиттальной плоскости. Антеверсия шейки бедренной кости варьирует в пределах 35°. В то же время нужно иметь в виду, что стабильность ножки протеза бесцементной фиксации достигается именно в позиции истинной антеверсии с возможным отклонением в незначительных пределах (около 5°). И если истинное положение шейки бедренной кости по отношению к диафизу будет составлять более 25° антеверсии или, наоборот, 5 - 10° ретроверсии, то такой сустав является потенциально нестабильным. Существует несколько вариантов увеличения стабильности эндопротеза: создание правой и левой ножек с заданным собственным углом антеверсии шейки, уменьшение диаметра шейки протеза для профилактики импинджмент-синдрома, разработка индивидуальных моделей ножек. Тем не менее, надо иметь в виду, что при использовании стандартных конструкций не всегда можно добиться правильного восстановления центра ротации сустава, поэтому в своем арсенале хирурги должны иметь так называемые «офсетные» ножки, обеспечивающие восстановление тонуса мышц.

Осложнения

Переломы бедренной кости во время операции

По сообщениям разных авторов, перелом во время имплантации бесцементной ножки происходит в 5 - 20% первичных эндопротезирований. В экспериментах на животных показано, что превышение размера ножки на 1 мм вызывает перелом диафиза, что непосредственно коррелирует с ослаблением фиксации. В случае возникновения перелома в проксимальной части бедра накладывается проволочный серкляж, который, если нет смещения отломков, обычно обеспечивает достаточную стабильность. Если перелом без смещения, а бедренный компонент стабилен, в послеоперационном периоде можно не ограничивать нагрузку на оперированную конечность сверх обычного. Перелом в дистальной части бедренной кости в виде раскола вдоль ножки эндопротеза может остаться незамеченным. Переломы без смещения не всегда удается диагностировать при рентгенографии в двух проекциях. Такие переломы, как правило, не влияют на стабильность бедренного компонента.

Перелом бедра при имплантации цементного бедренного компонента эндопротеза - довольно редкое явление. При использовании бесцементных имплантатов вероятность перелома значительно выше, поскольку успех фиксации зависит от плотности посадки ножки в канале бедренной кости. По данным В. Morrey с соавторами, из 2078 случаев первичного бесцементного эндопротезирования частота переломов составила 3,9%, в то время как при установке 17 579 цементных ножек переломы зафиксированы лишь в 0,1% случаев.

Вообще сообщения о переломах в процессе установки бесцементных ножек очень многочисленны. R.H. Fitzgerald с соавторами проанализировали 40 случаев интраоперационных переломов. У 37 пациентов перелом был зафиксирован проволочным серкляжом, у 3 пациентов развилась ранняя нестабильность, связанная, по мнению авторов, с переломом. J.M. Martel с соавторами сообщили о 10 проксимальных переломах бедра при использовании 121 бесцементного эндопротеза Harris-Galante. Несмотря на серкляжную фиксацию в 2 из 10 случаев развилась нестабильность бедренного компонента.

Когда перелом происходит во время вбивания клиновидной ножки, он обычно представляет собой маленькую трещину в проксимальном отделе бедра, и вполне достаточно фиксации проволочным серкляжом. Своевременное распознавание и фиксация серкляжом позволяют избежать дальнейшего распространения перелома. В большинстве случаев возможно использование запланированного эндопротеза преимущественно проксимальной фиксации. Если при наличии серкляжа не удается добиться стабильной фиксации ножки, необходимо использовать эндопротез преимущественно дистальной фиксации либо прибегнуть к цементной технике фиксации бедренного компонента. Переломы, вызываемые эндопротезами преимущественно дистальной фиксации, чаще бывают продольными, «разрывающими» диафиз бедренной кости. J.T. Schwartz с соавторами сообщили, что частота возникновения перелома при установке компонента AML составляет 3%. В случае возникновения перелома в дистальном отделе бедренной кости со смещением необходимо осуществить полноценную внутреннюю фиксацию.

Остеолиз

Бесцементная ножка эндопротеза оказывает нефизиологическое воздействие на проксимальный отдел бедренной кости, результат которого зависит от величины и продолжительности давления имплантата на кость. Основным эффектом избыточного воздействия является развитие остеолиза на месте контакта металла и костной ткани. Денситометрические исследования, проведенные в различные сроки после имплантации эндопротеза, показали, что в течение первого года масса костной ткани, окружающая ножку, уменьшается на 10-45%. В последующем потеря костной ткани прекращается, а в некоторых случаях происходит даже увеличение плотности костной ткани вокруг имплантата. Однако нельзя забывать, что немаловажное значение в распределении нагрузок на бедренную кость имеют дизайн протеза и способ его фиксации. Остеолиз вокруг бедренного компонента может развиться и при цементной, и при бесцементной фиксации. Следует отметить, что в настоящее время появление признаков остеолиза чаще всего связывают с «накачиванием» продуктов стирания полиэтилена (дебриса) в пространство между протезом и костью, появлением воспалительной реакции, гранулем, а в дальнейшем - рассасыванием костной ткани. Если остеолиз происходит вокруг хорошо фиксированной ножки, имеющей пористое покрытие по всей окружности, частицы дебриса обычно не могут проникнуть в дистальном направлении, поэтому в процесс разрушения кости вовлекается, главным образом проксимальный отдел бедра. В проксимальном отделе серьезная потеря костной массы может наблюдаться в области дуги Адамса, по передней или задней поверхности бедренного компонента и в области большого вертела. При проксимальном остеолизе может произойти перелом большого вертела, но это редко является причиной ревизионной операции.

Остается спорным вопрос о необходимости лечения остеолиза вокруг бедренного компонента. Вероятно, когда имеется значительная прогрессирующая потеря костной массы вследствие дистального остеолиза, целесообразно выполнить ревизию эндопротеза для профилактики перипротезного перелома и во избежание появления серьезного костного дефекта. Если бедренный компонент нестабилен, его судьба не вызывает сомнений. Но в случае надежной фиксации ножки существует возможность ограничиться дебридментом и костной пластикой остеолитических полостей. Основной целью этой операции является попытка уменьшить продукцию дебриса, вызывающего остеолиз. Решение об удалении хорошо фиксированной ножки зависит от ожидаемой сложности этой операции и от возможности хирурга получить доступ к зонам остеолиза без удаления эндопротеза.

"Stress-shielding''-синдром

ets29.jpg

Рис. 9. Рентгенограмма через 9 лет после эндопротезирования правого тазобедренного сустава: вертлужный компонент Trilogy (Zimmer), бедренный компонент AML (DePuy).

Обращают на себя внимание выраженная потеря костной массы, остеолиз в проксимальном отделе бедренной кости и явления остеосклероза в дистальной части пористого покрытия ножки.

При установке любого ортопедического имплантата может возникнуть экранирование напряжения вследствие изменения в передаче напряжения по кости, вызванного металлоконструкцией. При использовании бесцементных ножек экранирование напряжения проксимального отдела бедра обычно связано с полностью покрытыми пористым напылением бедренными компонентами с хорошей дистальной фиксацией (рис. 9). Более жесткая ножка большего диаметра вызывает более серьезное экранирование напряжения, чем более тонкая и гибкая. R.J. Haddad с соавторами продемонстрировали, что качество кости пациента также может существенно влиять на развитие «stress-shielding» синдрома. Используя метод двойной рентгеновской абсорбциометрии (DEXA), они показали, что у пациентов с выраженной остеопенией контралатерального бедра риск развития «stress-shielding»-синдрома значительно выше. С.А. Engh и D.J. Bobyn показали, что явления "stress-shielding"-синдрома существенно прогрессируют в течение первых двух лет, а затем стабилизируются. В случае развития выраженных проявлений «stress- shielding» при стабильном имплантате оптимальной тактикой является наблюдение, поскольку нет никаких методов специфического воздействия на выпавший из-под нагрузки проксимальный отдел бедренной кости.

Гетеротопическая оссификация

W.J. Maloney с соавторами исследовали вероятность развития гетеротопической оссификации в зависимости от способа фиксации и пришли к выводу, что при бесцементном эндопротезировании она выше, чем при цементном. Напротив, H.J. Duck и A.G. Mylod при в исследовании 66 тазобедренных суставов не нашли статистически существенного различия в риске развития гетеротопических оссификатов при тотальном эндопротезировании, выполненном с использованием костного цемента и без него. Этиология гетеротопической оссификации многофакторна, во многом зависит от особенностей организма, хирургической техники, используемого доступа, но тип фиксации на нее влияния не оказывает.

Результаты и особенности использования

Бесцементные бедренные компоненты с пористым покрытием для тотального эндопротезирования получили распространение с конца 70-х годов прошлого века. В настоящей момент уже накоплены значительный опыт по применению самых различных моделей ножек и сведения об их выживаемости. Результаты использования можно обсуждать по нескольким параметрам, но поскольку существуют фундаментальные различия между полнопокрытыми ножками, компонентами с пористым покрытием в проксимальной части и имплантатами с гидроксиапатитным напылением, их следует обсудить отдельно.

Предпочтения авторов

Круглые бедренные компоненты

Ножка AML (Anatomic Medullary Locking) - DePuy разработана в конце 70-х годов доктором Charles A. Engh в качестве альтернативы ножкам цементной фиксации, и одной из первых получила широкое распространение среди ортопедов (рис. 10).

ets31.jpg

Рис. 10. Бедренный компонент эндопротеза AML (DePuy): а — внешний вид; б — рентгенограмма правого тазобедренного сустава через 7 лет после имплантации.


Компоненты изготовлены из кобальт-хромового сплава, покрытие (Porocoat) выполнено шариками диаметром 1 мм, которые покрывают 5/8 ножки. Размеры ножек от 10,5 до 19,5 мм с шагом между размерами в 1,5 мм, длина одинаковая -158 мм, имеются стандартный и расширенный размеры проксимальной части протеза. Конус ножки 12/14. Головки для ножек AML изготовлены из кобальт-хромового сплава и керамики, диаметр - 22, 22,5 мм, 26 мм, 28 и 32 мм. Имеются пять типоразмеров длины шейки с шагом в 3,5 мм.

Философия фиксации: первичная стабильность достигается плотным внедрением шероховатой поверхности ножки ("press-fit"-эффект), а вторичная (биологическая) фиксация - за счет врастания кости.

Из положительных качеств отмечают простоту и технологичность установки имплантата, хорошую первичную стабильность за счет плотного заполнения диафиза круглой частью ножки и плотной посадки проксимального отдела протеза в губчатую кость. Существенным достоинством является возможность выбора эндопротеза со стандартной и расширенной проксимальной частью.

Возможные недостатки модели:

  • ножки от первого до последнего размера имеют одинаковую длину, что затрудняет их установку при выраженной кривизне канала бедра;
  • покрытие выполнено на слишком большом протяжении (5/8 длины ножки), что создает предпосылки для развития "stress-shielding"-синдрома;
  • шаг между размерами составляет 1,5 мм, что требует избыточного рассверливания канала;
  • при использовании ножек больших размеров (свыше 15 мм) у большинства пациентов отмечаются боли в средней трети бедра.

Учитывая особенности этих компонентов, их применение целесообразно ограничить случаями, когда необходимо обеспечить надежную дистальную фиксацию: в первую очередь при ревизионных операциях и онкологических поражениях проксимального отдела бедра (рис. 11).

ets32.jpg

Рис. 11. Нестабильность обоих компонентов эндопротеза, дефект кости в проксимальном отделе бедренной кости, выполнена ревизия с использованием полнопокрытой ножки AML Solution (DePuy) с калькаром.


Ножка VerSys Beaded Med Coat (рис. 12) основана на двух принципах: проксимальной фиксации и дистальной ротационной стабильности. Проксимальная часть протеза покрыта титановой металлической проволокой (или шариками), которая образует поры различных размеров, в среднем 290 мкр, предназначенные для врастания костной ткани. Циркулярное расположение покрытия, занимающего примерно 1/2 ножки, наряду с трапецивидной формой проксимального отдела имплантата, с одной стороны, обеспечивает первичную стабильность и препятствует проникновению продуктов стирания полиэтилена в пространство между протезом и костью, а с другой стороны, является профилактикой развития «stress-shielding» синдрома. Полированная дистальная часть ножки имеет продольные борозды, которые обеспечивают первичную плотную посадку протеза и по мере ремоделирования эндоста увеличивают его ротационную стабильность. Протез изготовлен из титана, что обеспечивает биологическую инертность, прочную фиксацию в кости и эластичность самой ножки.

ets33.jpg

Рис. 12. Бедренный компонент эндопротеза VerSys Bd Mdcoat (Zimmer): a — внешний вид; б — рентгенограмма тазобедренного сустава после имплантации компонента.



Клиновидные бедренные компоненты эндопротеза 

Прямые клиновидные ножки

Ножка типа Spotorno (CLS - Zimmer; G2 - DePuy) была разработана L. Spotorno и S. Romagnoli и начала применяться в клинической практике с 1984 года. Имеет форму четырехугольного клина с продольными выступами на передней и задней поверхностях. Воротника нет. Ножка выполнена из сплава титана, имеет шероховатую поверхность (путем обработки струей песка). Диаметр ножек от 5 до 20 мм с шагом 1 - 1,25 мм.

В основе дизайна ножки CLS (Spotorno) (рис. 13) лежит принцип трех клиньев, за счет которых достигается плотная посадка протеза. Кроме того, по передней и задней поверхностям имплантата расположены параллельно друг другу конические ребра, обеспечивающие первичную ротационную стабильность. Вторичная фиксация достигается при обрастании костью шероховатой поверхности протеза. Сочетание конусовидной формы ножки, изготовленной из титана, и отсутствие воротничка создают предпосылки для длительной стабилизации ножки даже в случае некоторой ее миграции, что подтверждают хорошие отдаленные результаты.

ets34.jpg

Рис. 13. Бедренный компонент эндопротеза CLS типа Spotomo (Zimmer):a — внешний вид; б — рентгенограмма тазобедренного сустава после имплантации компонента.


Философия фиксации: первичная стабильность ножки достигается плотным внедрением в губчатую костную ткань бедренной кости («press-fit» эффект). Продольные ребра в проксимальной части ножки обеспечивают ротационную стабильность. Биологическая фиксация достигается при обрастании шероховатой поверхности имплантата костной тканью.

Хорошие отдаленные результаты применения клиновидной ножки привели к созданию различных ее модификаций. В частности, фирмой Zimmer разработана ножка с «усиленным клином», которая нашла широкое применение в клинической практике.

Модель с самозаклинивающимся механизмом крепления (Enhanced Taper) выполнена в форме клина, с передней и задней сторон имеется по одному антиротационному выступу, поверхность ножки подвергнута пескоструйной обработке (рис. 14). Головки этой системы унифицированы и выполнены из СоСr или керамики с диаметром 22,26,28 и 32 мм. Имеется пять типоразмеров длины шейки с шагом в 3,5 мм.

ets35.jpg

Рис. 14. Бедренный компонент эндопротеза VerSys ET (Zimmer): а — внешний вид; б — рентгенограмма тазобедренного сустав после имплантации.


При имплантации прямых клиновидных ножек необходимо учитывать, что бедренный компонент обычно жестко фиксируется на 3 - 5 мм выше рашпиля соответствующего размера. Попытка во что бы ни стало установить компонент на запланированном уровне может привести к расколу в проксимальной части бедренной кости.

Достоинства:

  • равномерное распределение нагрузки на проксимальный отдел бедренной кости;
  • простота установки;
  • сохранение костной ткани переднего и заднего отделов бедра.

Недостатки:

  • возможное повреждение мышц в связи с необходимостью латерализации;
  • разница между рашпилем и протезом 5 мм;
  • необходимость сохранения губчатой кости передней и задней стенок для профилактики трещин.


Прямые клиновидные ножки с прямоугольным сечением


Бедренные компоненты типа Zweymuller (Atloclassic - Zimmer; SL-PLUS - Endoprothetik Plus) Первичная стабильность достигается плотным внедрением всей поверхности имплантата. Прямоугольная форма ножки обеспечивает высокую ротационную стабильность и сохранение питания кортикальной стенки бедренной кости. Отличительной особенностью этих ножек является прямоугольное поперечное сечение, отсутствие воротника, расширяющаяся в проксимальном направлении клиновидная форма (рис. 15). Ножки изготовлены из титанового сплава. Шероховатость поверхности: 4-6 мкм. Существуют стандартные и латерализованные бедренные компоненты.

ets36.jpg

Рис. 15. Бедренный компонент эндопротеза Alloclassic (Zimmer): а — внешний вид; б — рентгенограмма тазобедренного сустава после имплантации.


Достоинства:

  • равномерное распределение нагрузки на проксимальный отдел бедренной кости;
  • простота установки;
  • сохранение костной ткани переднего и заднего отделов бедра;
  • сохранение питания диафиза бедра за счет посадки на острые ребра.

Недостатки:

  • возможное повреждение мышц в связи с необходимостью латерализации;
  • опасность перелома при сильном забивании. Клиновидные ножки, изогнутые в проксимальной части.

Более анатомичный дизайн бедренных компонентов данного типа предусматривает имплантацию без необходимости латерализации, что позволяет избежать повреждения малой и средней ягодичных мышц в области прикрепления. Изгиб в проксимальном отделе обеспечивает более равномерную нагрузку на медиальную стенку бедренной кости и ротационную стабильность ножки.

Бедренные компоненты типа Meller: (Metabloc - Zimmer), с гидроксиапатитным покрытием (Corail - DePuy) (рис. 16), Taperloc - Biomet (рис. 17).

ets37.jpg

Рис. 16. Бедренный компонент эндопротеза Corail (J&J, DePuy): а — внешний вид; б — рентгенограмма тазобедренного сустава после имплантации.

ets38.jpg

Рис. 17. Бедренный компонент эндопротеза Taperloc (Biomet): а — внешний вид; б — рентгенограмма тазобедренного сустава после имплантации.


Достоинства:

  • равномерное распределение нагрузки на проксимальный отдел бедренной кости;
  • простота установки;
  • сохранение костной ткани в области большого вертела и мышц, возможность использования малоинвазивной техники.

Недостаток: сложность контроля варусно-вальгусной позиции ножки.

Конические ножки Wagner (рис. 18) имеют несколько вариантов. Короткая коническая ножка нашла наибольшее распространение при диспластическом коксартрозе. Биомеханическая концепция применения компонента Wagner cone prosthesis'" (Zimmer), изготовленного из биоинертного сплава Protasul (titanium-aluminium-niobium), основана на принципе плотной фиксации конуса с углом наклона 5° как наиболее соответствующего форме костномозгового канала. Система трехмерной тугой посадки разработана для надежной первичной бесцементной фиксации при флейтообразной или цилиндрической форме костномозгового канала. Коническая форма эндопротеза обеспечивает равномерную передачу нагрузки на бедро и наибольшую сохранность костной ткани. На поверхности ножки расположены 8 продольных, параллельно идущих конических ребер, обеспечивающих ротационную стабильность конструкции. Высота ребер (1 - 2,5 мм) зависит от диаметра ножки. С целью уменьшения изгибающих и торсионных воздействий на ребра, а также увеличения в целом прочности имплантата они выполнены в форме конического гребня, радиус верхушки которого равен 0,4 - 0,5 мм.

ets39.jpg

Рис. 18. Бедренный компонент эндопротеза Wagner (Zimmer): а — внешний вид; б — рентгенограмма тазобедренного сустава после имплантации.


Технические характеристики Wagner SL Revision Stem (Zimmer) отличаются углом конуса наклона, который составляет 2 6°. Кроме того, технология изготовления эндопротезов предыдущего поколения позволяла создать шеечно-диафизарный угол (ШДУ), равный 145°. Современные «латерализованные» ревизионные ножки Wagner имеют ШДУ 135°.

Достоинства:

  • равномерное распределение нагрузки на проксимальный отдел бедренной кости;
  • простота установки;
  • возможность имплантации при отсутствии шейки и избыточной ее антеверсии;
  • возможность установки в узкий канал.

Недостатки:

  • ограниченный «offset»;
  • опасность перелома при сильном забивании;
  • необходимость формирования «ложа» под шейку эндопротеза.


Р.М. Тихилов, В.М. Шаповалов
РНИИТО им. Р.Р. Вредена, СПб


Похожие статьи
показать еще
 
Травматология и ортопедия