Impaction bone grafting for acetabular bone defects replacement in revision hip arthroplasty: biomechanical aspects

Full Text

ВВЕДЕНИЕ

Современными особенностями ревизионного эндопротезирования тазобедренного сустава (ТБС) являются увеличение числа ранних ревизий и относительно молодой возраст пациентов, в том числе в связи с расширением показаний к эндопротезированию, увеличением продолжительности жизни и снижением среднего возраста пациентов, перенесших первичное эндопротезирование [1]. Некоторым из них может понадобиться две или более ревизии в течение жизни. Неоднократные ревизионные вмешательства сопряжены с существенной потерей костной массы в области эндопротеза [2, 3].

Для возмещения костных дефектов в настоящее время существует множество решений: начиная от заполнения дефектов костным цементом и заканчивая применением различных модульных ревизионных систем с аугментами и аддитивных технологий [4, 5]. Тем не менее вопрос восполнения костного дефицита с помощью различных костно-пластических материалов (КПМ) у данной категории пациентов особенно актуален [6]. В определенных случаях достаточно эффективно это может быть достигнуто с использованием импакционной костной пластики (ИКП). Данная технология позволяет обеспечить стабильную фиксацию имплантата с последующей реставрацией костного дефекта путем частичного замещения КПМ собственной костью, что является привлекательной опцией, позволяющей вернуть костный статус близко к исходному. Несмотря на то, что ИКП позиционируется как способ биологической реставрации в расчете на инкорпорацию и перестройку импактированной кости [7], ведущее значение в обеспечении длительной выживаемости эндопротезов отводится изучению механических свойств используемого трансплантата и возможности улучшить их с помощью разнообразных методик уплотнения и комбинации различных видов КПМ [8, 9, 10, 11, 12].

Цель исследования — изучить в динамике механические свойства костно-пластических материалов и определить возможное влияние циклических нагрузок на изменение пространственного положения тазового компонента после ревизионного эндопротезирования тазобедренного сустава с использованием импакционной костной пластики.

МАТЕРИАЛ И МЕТОДЫ

Нами была проведена экспериментальная работа по оценке влияния циклических нагрузок на механические свойства КПМ, подобного тому, который используется нами в клинической практике для замещения костных дефектов вертлужной впадины при ревизионном эндопротезировании тазобедренного сустава [6]. Фрагменты КПМ для пяти образцов были приготовлены вручную с помощью кусачек Люэра из кости крупного рогатого скота, приближенной по механическим свойствам к человеческой и часто используемой в клинической практике в качестве ксенотрансплантата [13].

Для объективизации данных было необходимо получить числовые значения основных физических параметров костно-пластического материала, такие как модуль Юнга (модуль нормальной упругости), характеризующий способность материала сопротивляться растяжению, сжатию при упругой деформации, и коэффициент Пуассона (коэффициент поперечной деформации), показывающий зависимость между продольными и поперечными деформациями элемента [14]. Коэффициент Пуассона и модуль Юнга полностью характеризуют упругие свойства изотропного материала.

Всего было подготовлено пять образцов. Учитывая, что механические и трибологические свойства КПМ могут меняться в зависимости от присутствия раневой крови, была предусмотрена модель с добавлением 45% водного раствора глицерина, вязкость которого во время испытаний при комнатной температуре соответствовала вязкости крови 5,3 мПa∙с [15]. Таким образом, эксперименты в двух случаях проводились на «сухом» образце и в трех случаях — с жидкостью.

Экспериментальную часть работы проводили на универсальной испытательной машине Zwick/Roell Z100 (Германия). Схема испытания представлена на рисунке 1.

 

Рис. 1. Схема испытания ксенокости на стесненное сжатие в разрезе:

1 — круглая платформа;

2 — цилиндр (полый или с отверстиями);

3 — образец ксенотрансплантата; 4 — штамп;

5 — нагрузка 1500 Н, прикладываемая к образцу

Figure 1. Scheme of testing xenobone for constrained compression in section:

1 — round platform;

2 — cylinder (hollow or with holes);

3 — xenograft specimen; 4 — stamp;

5 — load of 1500 N applied to the specimen

 

Образцы КПМ помещались в полый металлический цилиндр со съемной платформой для извлечения образцов. Было использовано 2 вида полых цилиндров: один со сплошной боковой поверхностью и второй с отверстиями на боковой поверхности для дренирования излишков жидкости, что соответствовало открытому и межфрагментарному пространству частиц КПМ при ревизионных операциях. Последний был использован в одном случае с образцом с жидкостью (рис. 2). Для компрессии КПМ в цилиндре использовался штамп, соответствующий внутреннему диаметру цилиндра.

 

Рис. 2. Образец № 4 в цилиндре с отверстиями и добавлением водного раствора глицерина, моделирующего кровь в эксперименте

Figure 2. Specimen No. 4 in a cylinder with holes and with the addition of an aqueous glycerol solution simulating blood in the experiment

 

Первым этапом в эксперименте на одноцикловое стесненное сжатие в каждом образце сначала задавалось перемещение штампа на 5 мм, что моделировало первичное уплотнение КПМ хирургом с помощью специализированного инструментария. Затем образцы нагружались однократно c силой до 1500 Н за 30 сек., что моделировало нагрузку весом пациента 150 кг. Спрессованные образцы КПМ извлекались из цилиндра, помещались на платформу и подвергались сжатию на 30%. Фотофиксация процесса сжатия образца производилась с помощью системы Vic-3D (Великобритания) с частотой съемки 1 кадр в сек. Коэффициент Пуассона для каждого из образцов определяли по двум ракурсам на полученных кадрах, сравнивая изменение размеров образца до и после сжатия.

На втором этапе исследования проведены циклические испытания на образцах № 2–5 через 2 мес. в связи со значительной релаксацией материала, полученной на первом этапе. Образцы хранились в холодильнике при температуре -20°С. Каждый образец циклически нагружался в 6 этапов. Начальная сжимающая нагрузка составила около 980 Н. Каждый этап состоял из 10 циклов нагружения при постоянном значении нагрузки. После каждого 10-го цикла происходила релаксация напряжений, т.е. на 10-м цикле штамп сжимал материал и оставался в положении максимального сжатия на 300 сек. В течение этого времени напряжения в сжатом материале ксенокости снижались за счет процесса релаксации, когда происходит перестроение материала на микроструктурном уровне в стремлении к состоянию равновесия и минимуму полной энергии системы. Например, этот процесс релаксации хорошо виден на VI этапе нагружения на последнем 10-м цикле (рис. 3.), когда от пиковых значений напряжения падают по прямой от 4,7 МПа до 3,2 МПа при постоянном значении деформаций 0,43. Затем по истечении 300 сек. происходила полная разгрузка образца. После этого начинался следующий этап, нагрузка увеличивалась на 1000 Н, и образец снова сжимался в течение 10 циклов при новом постоянном значении нагрузки с последующим процессом релаксации. Описанная методика повторялась на каждом из 6 этапов эксперимента. Предполагалось, что за счет увеличения нагрузки на каждом этапе материал будет уплотняться, и, соответственно, будет увеличиваться модуль Юнга. Процесс релаксации в эксперименте моделировал периоды отдыха пациента, когда аллокость находится в статическом состоянии сжатия без воздействия циклического нагружения.

 

Рис. 3. Циклическое нагружение на примере образца № 2 в 6 этапов

Figure 3. Cyclic loading of specimen No. 2 in 6 stages

 

С целью клинической интерпретации полученных результатов биомеханического эксперимента и косвенной оценки поведения КПМ в дефекте вертлужной впадины после оперативного вмешательства под влиянием циклических нагрузок от естественной физиологической активности (ходьба) произведены измерения показателей положения вертлужного компонента эндопротеза ТБС в динамике у двух пациентов, перенесших ревизионную операцию на ТБС с применением импакционной костной пластики с отсутствием и наличием клинических признаков расшатывания тазового компонента после реэндопротезирования. На обзорных рентгенограммах таза производили измерение инклинации и оценку расположения центра ротации сустава относительно «фигуры слезы» в двухмерной системе координат по методике, описанной W.S. Borland с соавторами [16]: по оси Х оценивали латеральное смещение, по оси Y производили оценку краниального смещения. Дополнительно производили измерение антеверсии тазового компонента. Данные параметры оценивались непосредственно после операции и в среднесрочном периоде во время двух визитов. Измерения производили после калибровки изображений в DICOM-файлах с помощью программного обеспечения для планирования операций BonaPlanner 2D с использованием функции «послеоперационный контроль». При оценке признаков расшатывания тазового компонента использовали критерии, описанные J.G. DeLee и J. Charnley [17].

РЕЗУЛЬТАТЫ

В результате испытаний на одноцикловое нагружение были получены зависимости напряжений от деформаций при стесненном сжатии для каждого образца. Характер нагружения и разгрузки является нелинейным.

Модуль Юнга (мгновенный модуль упругости) вычислялся по формуле [18]:

$E_{ic}=\frac{({\sigma }^{{}_{max}}–{\sigma }^{{}_{min}})}{({\epsilon }^{{}_{max}}–{\epsilon }^{{}_{min}})},$

где σ^max — осевое напряжение в конце нагрузки; σ^min — осевое напряжение в конце разгрузки, близкое к нулю; ε^max — осевая деформация в конце нагрузки; ε^min — осевая деформация в конце разгрузки. Точки, в которых определялись эти значения, выделены на уменьшенной схеме (рис. 4).

 

Рис. 4. Диаграмма зависимости напряжений от деформации для образцов при однократном сжатии

Figure 4. Stress-strain diagram for specimens under single-stage compression

 

При определении коэффициента Пуассона в процессе эксперимента наблюдалось частичное нарушение целостности образцов № 2 и № 4 (откалывались частицы). При сжатии образца № 3 (с жидкостью) изменения радиальных размеров не произошло, поэтому коэффициент Пуассона определить для него не удалось.

Результаты определения мгновенного модуля упругости и коэффициента Пуассона при одноцикловом всестороннем сжатии представлены в таблице 1. Эти механические параметры материала соответствуют начальному состоянию аллокости сразу после операции до воздействия какого-либо циклического нагружения.

 

Таблица 1

Механические параметры при одноцикловом всестороннем сжатии

Показатель	Образец
	№ 1	№ 2	№ 3	№ 4	№ 5
Мгновенный модуль упругости Eic, МПа	10,780	12,190	12,840	13,020	14,020
Коэффициент Пуассона	0,348	0,240	–	0,123	0,109

 

При циклических испытаниях образцов мгновенные модули упругости E ^j₀ , j = 1...6 определялись по наклону кривой σ – ε диаграммы (рис. 3) на участках нагружения перед участками релаксации напряжений (табл. 2). Модуль E ^j₀ определялся методом секущей прямой.

 

Таблица 2

Значения мгновенного модуля упругости E ^j₀ , МПа

Номер цикла	Образец
	№ 2	№ 3	№ 4	№ 5
10	17,4	15,8	15,0	16,2
20	24,9	23,1	26,2	25,2
30	31,8	33,2	40,6	34,6
40	37,2	41,2	48,0	48,9
50	41,8	48,7	57,2	57,4
60	45,8	61,6	71,2	65,4
Относительное изменение значения	2,6	3,9	4,7	4,0

 

В начале нагружения значения мгновенных модулей упругости для всех образцов приблизительно равны. С увеличением циклов нагружения модули упругости растут, что указывает на уплотнение материала и уменьшение его объема (рис. 5). То есть параметры модели материала будут зависеть от относительного изменения объема образца E = E(j). Необходимо отметить, что значения модулей упругости образцов с жидкостью оказались выше. Было получено увеличение мгновенного модуля упругости в 2,6 раз для «сухого» образца, а для образцов с жидкостью в диапазоне от 3,9 до 4,7 раз, что может свидетельствовать о большем уплотнении и уменьшении объема импактированного КПМ in vivo в присутствии крови.

 

Рис. 5. Мгновенные модули упругости и относительное изменение объема в зависимости от количества циклов

Figure 5. Instantaneous elastic moduli and relative volume change depending on the number of cycles

 

Уплотнение материала и уменьшение его объема при увеличении числа циклов нагрузки можно пояснить клиническими примерами. Проведена оценка результатов рентгенологического исследования в динамике у пациентки 59 лет (пациент 1), перенесшей двухэтапное ревизионное эндопротезирование по поводу инфицированной нестабильности компонентов эндопротеза с использованием ИКП на заключительном этапе (рис. 6). Для анализа динамики миграции тазового компонента выбраны обзорные рентгенограммы таза, полученные непосредственно после операции, через 3 года после оперативного вмешательства и на последнем контрольном осмотре через 7 лет (рис. 7). Абсолютные значения представлены в таблице 3.

 

Рис. 6. Обзорная рентгенограмма таза пациента 1 с признаками расшатывания тазового и бедренного компонентов эндопротеза левого ТБС, остеолизом бедренной кости слева

Figure 6. Plain X-ray of the pelvis of patient 1. Signs of loosening of the pelvic and femoral components of the left hip joint endoprosthesis and femoral osteolysis on the left are observed

 

Рис. 7. Клинический пример миграции тазового компонента у пациента 1 без развития расшатывания: a — после операции; b — через 3 года; c — через 7 лет (смещение проксимально и латерально, увеличение инклинации и изменение антеверсии)

Figure 7. Clinical example of the pelvic component migration in patient 1 without subsequent loosening: a — after surgery; b — in 3 years; c — in 7 years (proximal and lateral displacement, increased inclination, change in anteversion)

 

Таблица 3

Показатели позиции тазового компонента эндопротеза левого тазобедренного сустава у пациента 1 на различных сроках наблюдения

Показатель	После операции	Через 3 года	Через 7 лет	Δ
Расположение центра ротации по оси Y, мм	20,3	20,6	22,7	2,4
Расположение центра ротации по оси X, мм	34,7	34,3	36,2	1,5
Инклинация, град.	41,7	49,2	60,4	18,7
Антеверсия, град.	34,0	27,8	30,8	3,2

 

В динамике спустя 7 лет отмечается смещение центра ротации в большей степени в краниальном направлении, увеличение инклинации тазового компонента и изменение угла антеверсии. При этом классических рентгенологических признаков расшатывания тазового компонента по Charnley в виде рентгенопрозрачных линий на границе интерфейсов кость – цемент не выявлено. Клиническая оценка функционального результата по модифицированной шкале HHS на момент последнего клинического осмотра составила 97 баллов.

Проведен анализ обзорных рентгенограмм таза пациента 53 лет (пациент 2), перенесшего ревизионное эндопротезирование левого тазобедренного сустава по поводу асептического расшатывания компонентов эндопротеза тазобедренного сустава с применением ИКП на тазовом и бедренном сегментах (рис. 8).

 

Рис. 8. Обзорная рентгенограмма таза пациента 2 с признаками расшатывания тазового и бедренного компонентов эндопротеза левого ТБС с остеолизом бедренной кости слева

Figure 8. Plain X-ray of the pelvis of patient 2. Signs of loosening of the pelvic and femoral components of the left hip joint endoprosthesis and femoral osteolysis on the left are observed

 

Для оценки рентгенологической динамики выбраны снимки, выполненные непосредственно после операции, через 1 год и на последнем контрольном осмотре через 5 лет с момента операции, на который пациент явился с жалобами на боли в области левого тазобедренного сустава (рис. 9). Функциональная оценка по модифицированной шкале HHS на момент последнего осмотра составила 53 балла. При оценке рентгенограмм в динамике после ревизионного эндопротезирования отмечается постепенное смещение центра ротации краниально до 14,9 мм и латерально до 9,5 мм, увеличение инклинации и изменение антеверсии тазового компонента (табл. 4). Несмотря на отсутствие рентгенологических линий просветления на границе интерфейсов данная миграция тазового компонента в совокупности с болевым синдромом была расценена как расшатывание тазового компонента.

 

Рис. 9. Клинический пример миграции тазового компонента с развитием расшатывания у пациента 2: a — после операции; b — через 1 год; c — через 5 лет (смещение центра ротации проксимально и кнаружи, увеличение инклинации, уменьшение антеверсии)

Figure 9. Clinical example of the pelvic component migration with subsequent loosening: a — after surgery; b — in 1 year; c — in 5 years (shift of the rotation center proximally and outward, increased inclination, decreased anteversion)

 

Таблица 4

Показатели позиции тазового компонента эндопротеза левого тазобедренного сустава у пациента 2 на различных сроках

Показатель	После операции	Через 1 год	Через 5 лет	Δ
Расположение центра ротации по оси Y, мм	19,5	24,3	34,4	14,9
Расположение центра ротации по оси X, мм	42,9	43,3	52,4	9,5
Инклинация, град.	53,3	54,5	73,1	19,8
Антеверсия, град.	13,6	12,6	2,8	10,8

 

ОБСУЖДЕНИЕ

Одной из серьезных проблем при анализе результатов ИКП как методики, интерпретации данных литературы и собственных данных является большое количество переменных и способов оценки результатов. Особенно это касается признаков расшатывания компонентов и корреляции между рентгенологическими, гистологическими и клиническими данными. Многие авторы сообщают о хорошей перестройке костно-пластического материала, однако нет единых критериев для оценки такой перестройки, а рентгенологические признаки могут значительно отличаться от клинической бессимптомной ситуации с формированием синдрома «клинико-рентгенологических ножниц». С учетом данных обстоятельств в обеспечении первичной стабильной фиксации приоритет, по нашему мнению, следует отводить именно механическим параметрам используемого костно-пластического материала.

Самым важным и наиболее трудоемким этапом при выполнении ИКП является уплотнение костно-пластического материала, которое достигается путем повторных энергичных ударов импактором. Именно после уплотнения фрагмент губчатой кости становится достаточно прочным, чтобы выдержать нагрузку под весом пациента и силами, воздействующими в результате физиологической активности. На степень уплотнения в основном влияют сила удара и количество циклов. Во время процесса уплотнения трансплантата происходят пластическая деформация и смещение фрагментов КПМ друг относительно друга, что приводит к их более близкому расположению и уменьшению объема [19].

Наши эксперименты по изучению поведения напряжения и деформации, хотя и дали предварительные кривые напряжения и деформации, ни в коем случае не были исчерпывающими. Тем не менее в этих первоначальных экспериментах мы тестировали нативный костный ксеноматериал в условиях, моделирующих циклические нагрузки, воздействующие на трансплантат, и получили результаты, дающие представление о природе механических явлений, происходящих с КПМ в клинической практике. В циклических испытаниях образцов мы получили увеличение модуля упругости с каждой серией циклов, что говорит об увеличении плотности образцов и повышении способности противостоять нагрузкам. С другой стороны, при каждой серии циклических нагрузок на фоне уплотнения трансплантата отмечалось относительное изменение объема образцов, что в клинической практике обязательно приводит к изменению положения компонентов эндопротеза и проявляется в виде различной степени миграции — «цементный ацетабулярный компонент следует за уплотняющимся трансплантатом, при сохранении с ним непосредственного контакта по всей поверхности».

E. Ornstein с соавторами провели радиостереометрический анализ миграции тазового компонента после выполненной ИКП с использованием вертлужной впадины цементной фиксации в 21 случае у 20 пациентов. Во время операции авторы внедряли танталовые шарики диаметром 0,8 мм в область ацетабулярного компонента, седалищного бугра и крыши вертлужной впадины с последующей оценкой их положения через 1,5; 3; 6; 12; 18 и 24 мес. после операции. Все, кроме одного из 21 компонентов, мигрировали в течение 2 лет в проксимальном направлении, медиана составила 2,1 (0,5–6,4) мм; 6 компонентов — в медиальном направлении, медиана составила 0,8 (0,4–1,2) мм; 6 — в латеральном направлении, медиана составила 0,8 (0,4–2,0) мм; 14 — в заднем направлении, медиана составила 0,8 (0,3–2,3) мм; 1 ацетабулярный компонент мигрировал на 0,6 мм в переднем направлении. Миграция постепенно замедлялась с течением времени во всех случаях, однако в 7 наблюдениях компоненты продолжали смещаться в период 1,5–2,0 года. Авторы подчеркнули, что в данном исследовании миграция показала большее смещение, чем в аналогичном исследовании с применением обычной цементной ревизии и комбинации цемента с аллографтом [20], что не противоречит данным нашего исследования.

Позднее M. Mohaddes с соавторами в исследовании, также основанном на радиостереометрическом анализе миграции тазового компонента в течение 17 лет после операции ревизионного эндопротезирования с использованием ИКП, показали результаты, сопоставимые с данными, описанными E. Ornstein с соавторами [21].

В работе A. Philips с соавторами, аналогичной нашей, было показано, что при постоянном уровне нагрузки с увеличением количества циклов значения модуля упругости выходят на некоторое плато, что, таким образом, подчеркивает важность хорошего уплотнения КПМ во время операции для уменьшения развития пластических деформаций, приводящих к миграции чашки эндопротеза после операции [18].

Представленные нами клинические примеры иллюстрируют описанные выше явления. В обоих случаях в среднесрочном периоде мы идентифицировали развившиеся под воздействием циклических нагрузок признаки миграции тазового компонента со смещением центра ротации, как описывалось выше, в краниальном и латеральном направлениях, а также увеличение угла инклинации и изменение антеверсии. Достаточно критическая инклинация впадины обусловлена уплотнением КПМ преимущественно в I зоне. Однако классические признаки расшатывания компонентов в виде рентгенопрозрачных линий толщиной 2 мм и более отсутствуют. Тем не менее у пациента 2 с учетом оценки функционального результата по шкале HSS в 53 балла и жалоб на боль ситуация с миграцией ацетабулярного компонента может быть расценена как развивающееся расшатывание, служить показанием к проведению ревизионного вмешательства.

С другой стороны, некоторыми авторами сообщалось о наличии рентгенопрозрачных линий в клинически здоровом суставе после ИКП, однако их значение в прогнозе выживаемости отдельного имплантата не ясно [22].

T. Slooff с соавторами, подробно описавшие процедуру ИКП на тазовом сегменте, подчеркивали, что она сильно зависит от хирургической техники [23]. Клиническое наблюдение с использованием оценки функции ТБС широко распространено и вполне может быть уместным, однако рентгенографическая оценка сложна и может быть ненадежной для оценки интеграции и ремоделирования КПМ [24].

С точки зрения биомеханики первичная стабильная фиксация может быть гарантированно достигнута при использовании так называемой идеальной смеси костных фрагментов, имеющих градиент физических размеров, которые отмывались от жира и оптимально уплотнялась. Несмотря на то, что эти этапы достаточно произвольны и не имеют конкретных параметров, они тем не менее влияют на биологические процессы, связанные с перестройкой КПМ. Применение измельченного костного трансплантата таким способом может быть изучено через механику грунта и механику уплотнения, а сам трансплантат может быть описан как материал в виде частиц и, более конкретно, как рыхлый агломерат или агрегат [25]. В технических науках уплотнение и поведение материалов в виде частиц в относительно простых напряженных состояниях не совсем понятны, а в совокупности с механическими параметрами кости применение этих знаний весьма ограничено [26].

Некоторые исследователи попытались оптимизировать механические характеристики измельченного костного трансплантата при импакции, экспериментируя с размером фрагментов и их градацией, а также пытались смешивать с частицами других материалов, более прочных и плотных, чем кость, экспериментировали со способами уплотнения [27, 28, 29].

Также важную роль в уплотнении играет жидкость. Содержание влаги в грунте является оптимальным, когда ее достаточно, чтобы смазывать частицы, способствуя их относительному движению, но не настолько, чтобы в жидкости развивалось давление и частицы были разделены. Одной из особенностей КПМ является высокое содержание жидкости (обычно 52% воды и 31% жира), что является избыточным для непосредственного использования в клинической практике. Обычно перед применением КПМ проводится промывание костных фрагментов теплым физраствором для удаления жировой, фиброретикулярной ткани в межтрабекулярном пространстве губчатой кости. Экспериментальные исследования in vivo на взрослых свиньях показали, что удаление жира увеличивает начальную стабильность импактированной костной массы [25]. Таким образом, промывание костных фрагментов повышает стабильность КПМ путем улучшения прочности на сдвиг трансплантата [25].

В наших экспериментах были выявлены определенные закономерности при работе с «сухими» образцами и с добавлением раствора глицерина, приближенного по реологическим свойствами к крови. В образцах с добавлением жидкости были получены более высокие модули упругости за счет проявления пороупругих эффектов. Несмотря на полученные данные, коррелирующие с результатами других авторов, они не являются абсолютными, поскольку тестировали нативный костный ксеноматериал в условиях, которые отличаются от условий in vivo, когда в ране также присутствуют клеточный дебрис, белки и др.

Поведение сложных многокомпонентных систем под влиянием сил различных величины и направления, связанных с деятельностью пациента, также находится в сфере интересов биомеханики. A. Phillips с соавторами с помощью двухмерного конечно-элементного анализа в экспериментах описали поведение тазового компонента и КПМ под действием постоянной и переменной сил. В ходе анализа контролировали развитие смещения и поворота вертлужного компонента по часовой стрелке, сравнивая впадины диаметром 44 мм и 56 мм. Было показано, что с большей впадиной пластические деформации трансплантата развивались в меньшей степени, что может быть интерпретировано как преимущество использования компонентов большего размера в сочетании с ИКП [30]. Позднее те же авторы, проведя анализ влияния физиологических нагрузок на миграцию тазового компонента при естественной активности, выявили, что при ходьбе наибольшее воздействие приходится на верхний край вертлужной впадины и приводит к миграции вверх. Присаживание и вставание были по своему эффекту схожи и вызывали миграцию впадины кзади. При оценке сил, приводящих к смещению во время ходьбы, выявлена ротация вокруг сагиттальной оси, приводящая к абдукции и демонстрирующая типичный в ревизионном эндопротезировании механизм развития расшатывания тазового компонента. Напротив, при вставании и присаживании происходит ротация вокруг фронтальной и вертикальной осей. Это происходит из-за результирующей силы, действующей в основном в верхнем направлении во время ходьбы и в заднем направлении во время присаживания и вставания [31].

W. Nele с соавторами в своем биомеханическом исследовании провели сравнительную оценку давления, торсионной нагрузки и отрыва впадины после проведенной ИКП в условиях различных сегментарных дефектов вертлужной впадины. Дефекты типа IIB по Paprosky были фрезерованы на 15 полутазах свиньи с углами сегментных дефектов 40°, 80° и 120°. После ИКП в каждом случае имплантировали полиэтиленовую чашку цементной фиксации. Чашки с ИКП показали асимптоматическую миграцию в среднем на 0,26±0,11 мм. В итоге ИКП не показала худших биомеханических свойств при углах дефекта сегментарного типа IIB до 80° по сравнению с чашками без дефектов [32].

Безусловно, важным фактором, также влияющим на стабильность подобной сложной биомеханической системы, являются биологические процессы перестройки КПМ, связанные как с деградацией, так и костеобразованием. Существуют определенные противоречия в вопросе необходимости полной остеоинтеграции или возможности обеспечить приемлемую степень стабильности в долгосрочной перспективе за счет врастания волокнистой ткани. Данные аспекты в нашем исследовании не рассматривались.

ЗАКЛЮЧЕНИЕ

Используемый для импакционной костной пластики материал подвержен деформации как во время операции, так и в послеоперационном периоде. Испытания на сжатие позволили предположить, что деформация измельченного импактированного костно-пластического материала в послеоперационном периоде постепенно стремится к выходу на плато, а с завершением деформации прекращается миграция тазового компонента. Смещение центра ротации и изменение положения ацетабулярного компонента при отсутствии рентгенопрозрачной линии не является абсолютным признаком расшатывания.

ДОПОЛНИТЕЛЬНАЯ ИНФОРМАЦИЯ

Заявленный вклад авторов

Гольник В.Н. — оценка и интерпретация данных клинического этапа, написание текста рукописи.

Фёдорова Н.В. — оценка и интерпретация данных экспериментального этапа.

Ларичкин А.Ю. — экспериментальная работа, обработка данных, анализ, написание и редактирование текста рукописи.

Бойко С.В. — экспериментальная работа, анализ и интерпретация данных.

Панченко А.А. — экспериментальная работа, анализ и интерпретация данных.

Косинов А.М. – экспериментальная работа, анализ и интерпретация данных.

Пелеганчук В.А. — дизайн исследования, написание и редактирование текста рукописи.

Павлов В.В. — дизайн исследования, научное руководство, редактирование текста рукописи.

Все авторы прочли и одобрили финальную версию рукописи статьи. Все авторы согласны нести ответственность за все аспекты работы, чтобы обеспечить надлежащее рассмотрение и решение всех возможных вопросов, связанных с корректностью и надежностью любой части работы.

Источник финансирования. Авторы заявляют об отсутствии внешнего финансирования при проведении исследования.

Возможный конфликт интересов. Авторы декларируют отсутствие явных и потенциальных конфликтов интересов, связанных с публикацией настоящей статьи.

Этическая экспертиза. Не применима.

Информированное согласие на публикацию. Авторы получили письменное согласие пациентов на участие в исследовании и публикацию результатов.

DISCLAIMERS

Author contribution

Vadim N. Golnik — data analysis and interpretation of clinical stage, drafting the manuscript.

Natalia V. Fedorova — data analysis and interpretation of experimental stage.

Alexey Yu. Larichkin — performance of the experiment, data analysis and interpretation, drafting and editing the manuscript.

Svetlana V. Boyko — performance of the experiment, data analysis and interpretation.

Andrey A. Panchenko — performance of the experiment, data analysis and interpretation.

Alexandr M. Kosinov — performance of the experiment, data analysis and interpretation.

Vladimir A. Peleganchuk — study design, drafting and editing the manuscript.

Vitaliy V. Pavlov — study design, scientific management, editing the manuscript.

All authors have read and approved the final version of the manuscript of the article. All authors agree to bear responsibility for all aspects of the study to ensure proper consideration and resolution of all possible issues related to the correctness and reliability of any part of the work.

Funding source. This study was not supported by any external sources of funding.

Disclosure competing interests. The authors declare that they have no competing interests.

Ethics approval. Not applicable.

Consent for publication. The authors obtained written consent from patients to participate in the study and publish the results.

About the authors

Vadim N. Golnik

Federal Center of Traumatology, Orthopedics and Arthroplasty

Author for correspondence.
Email: vgolnik@mail.ru
ORCID iD: 0000-0002-5047-2060
Россия, Barnaul

Natalia V. Fedorova

Lavrentyev Institute of Hydrodynamics SB RAS

Email: veter-nata@mail.ru
ORCID iD: 0000-0002-6850-995X

Cand. Sci. (Tech.)

Россия, Novosibirsk

Alexey Y. Larichkin

Lavrentyev Institute of Hydrodynamics SB RAS

Email: larichking@gmail.com
ORCID iD: 0000-0002-7306-9522

Cand. Sci. (Phys.-Math.)

Россия, Novosibirsk

Svetlana V. Boyko

Lavrentyev Institute of Hydrodynamics SB RAS

Email: boykosv.hydro@gmail.com
ORCID iD: 0000-0002-1478-0533

Cand. Sci. (Phys.-Math.)

Россия, Novosibirsk

Andrey A. Panchenko

LOGEEKS MS LLC

Email: andrey.a.panchenko@gmail.com
ORCID iD: 0000-0002-1018-5059
Россия, Novosibirsk

Alexandr M. Kosinov

Lavrentyev Institute of Hydrodynamics SB RAS

Email: kos.alexander@bk.ru
ORCID iD: 0009-0004-8973-172X
Россия, Novosibirsk

Vladimir A. Peleganchuk

Federal Center of Traumatology, Orthopedics and Arthroplasty

Email: 297501@mail.ru
ORCID iD: 0000-0002-2386-4421

Dr. Sci. (Med.)

Россия, Barnaul

Vitaliy V. Pavlov

Novosibirsk Research Institute of Traumatology and Orthopedics n.a. Ya.L. Tsivyan

Email: pavlovdoc@mail.ru
ORCID iD: 0000-0002-8997-7330

Dr. Sci. (Med.)

Россия, Novosibirsk

References

Supplementary files