БИОМЕХАНИЧЕСКИЕ АСПЕКТЫ ПРИМЕНЕНИЯ ИМПАКЦИОННОЙ КОСТНОЙ ПЛАСТИКИ ВЕРТЛУЖНОЙ ВПАДИНЫ В РЕВИЗИОННОМ ЭНДОПРОТЕЗИРОВАНИИ (ЭКСПЕРИМЕНТАЛЬНО-КЛИНИЧЕСКАЯ РАБОТА)

Полный текст

Введение

Современными особенностями ревизионных оперативных вмешательств в эндопротезировании ТБС являются увеличение числа ранних ревизий и  относительно молодой возраст пациентов, в том числе в связи с расширением показаний к эндопротезированию снижением среднего возраста пациентов, перенесших первичное эндопротезирование [1]. Необходимо понимать, что 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 решения вопроса возмещения костных дефектов в настоящее время существует множество решений: начиная от заполнения дефектов костным цементом, заканчивая применением различных модульных ревизионных систем с аугментами и аддитивных технологий [4, 5]. Тем не менее вопрос восполнения костного дефицита с помощью различных КПМ у данной категории пациентов особенно актуален [6]. В определенных случаях достаточно эффективно это может быть достигнуто с использованием импакционной костной пластики. 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 [7] в расчете на инкорпорацию и перестройку импактированной кости, ведущее значение в обеспечении длительной выживаемости эндопротезов в исследованиях 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 механические свойства КПМ и определить влияние циклических нагрузок на изменение пространственного положения тазового компонента после ревизионного эндопротезирования ТБС с использованием ИКП в динамике.

Материалы 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 необходимо было 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. Коэффициент Пуассона и модуль Юнга полностью характеризуют упругие свойства изотропного материала.

Всего было подготовлено 5 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 [14]. Таким образом, эксперименты в двух случаях проводились на «сухом» образце и в трёх случаях с жидкостью.

Экспериментальную часть работы проводили на универсальной испытательной машине Zwick / Roell Z100. Схема испытания представлена на рис. 1. 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 поровому пространству костных тканей вокруг аллокости 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. 1. Схема испытания ксенокости на стеснённое сжатие в разрезе: 1 – круглая платформа; 2 – цилиндр (полый или с отверстиями); 3 – образец ксенотрансплантата; 4 – штамп; 5 – нагрузка 1500 Н, прикладываемая к образцу.	Рис. 2. Образец №4 в цилиндре с отверстиями и добавлением водного раствора глицерина, моделирующего кровь в эксперименте.
Fig. 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.	Fig. 2. Specimen No. 4 in a cylinder with holes and the addition of an aqueous solution of glycerol, simulating blood in the experiment.

 

Первым этапом в эксперименте на одноцикловое стеснённое 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 с частотой съемки 1 кадр в секунду. 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 месяца 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 цикла происходила релаксация напряжений, т.е. на 10-м цикле штамп сжимал материал и оставался в положении максимального сжатия на 300 секунд. В течение этого времени напряжения в сжатом материале ксенокости снижались за счёт 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 секунд

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

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

 

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 счёт 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.

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 тазобедренного сустава 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 в динамике. На обзорных рентгенограммах таза производили измерение инклинации и расположение центра ротации сустава относительно фигуры слезы в двухмерной системе координат по методике, описанной Borland с соавторами [15]: 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 на двух визитах. 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 DeLee и Charnley [16].

Результаты

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

 

 

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

Fig. 4. Diagrams of stress versus strain for spesimen under single compression

 

Модуль Юнга (мгновенный модуль упругости) вычислялся по формуле [17]:

 

                          (1)

где, – осевое напряжение в конце нагрузки; – осевое напряжение в конце разгрузки, близкое к нулю; – осевая деформация в конце нагрузки; – осевая деформация в конце разгрузки. Точки, в которых определялись эти значения выделены на уменьшенной схеме на рис. 4.

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

Образцы №	1	2	3	4	5
Мгновенный модуль упругости, МПа	10,78	12,19	12,84	13,02	14,02
Коэффициент Пуассона	0,348	0,24	-	0,123	0,109

 

При циклических испытаниях образцов мгновенные модули упругости  определялись по наклону кривой диаграммы (рис. 3) на участках нагружения перед участками релаксации напряжений (таб. 2). Модуль  определялся методом секущей прямой.

В начале нагружения значения мгновенных модулей упругости для всех образцов приблизительно равны. Из рис.5 видно, что с увеличением циклов нагружения модули упругости растут, что указывает на уплотнение материала и уменьшение его объемаТо есть параметры модели материала будут зависеть от относительного изменения объема образца . 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 объёма в зависимости от количества циклов

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

 

 

Таблица 2. Значения мгновенного модуля упругости , МПа

№ образца № цикла	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

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

Уплотнение материала и уменьшение его объема при увеличении числа циклов нагрузки можно пояснить клиническими примерами. Проведена оценка результатов рентгенологического исследования в динамике у пациентки П. 59 лет, 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.

Таблица 3. Показатели позиции тазового компонента эндопротеза левого тазобедренного сустава у пациентки П. на различных сроках.

	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 (°)	41,7	49,2	60,4	18,7
Антеверсия (°)	34	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 рентген-прозрачных линий на границе интерфейсов кость ­ ̶  цемент не выявлено. Клиническая оценка функционального результата по модифицированной шкале Харриса (HHS) на момент последнего клинического осмотра составила 97 баллов.

 

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

Fig. 6. Plain X-ray of the pelvis of patient P. with signs of loosening of the pelvic and femoral components of the left hip joint endoprosthesis, osteolysis of the femur on the left.

 

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

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

 

Проведен анализ обзорных рентгенограмм таза пациента A. 53 лет, перенёсшего ревизионное эндопротезирование левого тазобедренного сустава по поводу асептического расшатывания компонентов эндопротеза тазобедренного сустава с применением ИКП на тазовом и бедренном сегменте (рис. 8). 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 Харриса (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 (таб. 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).

 

Таблица 4. Показатели позиции тазового компонента эндопротеза левого тазобедренного сустава у пациента А. на различных сроках.

	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  (°)	53,3	54,5	73,1	19,8
Антеверсия (°)	13,6	12,6	2,8	10,8

 

 

 

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

Fig. 8. Plain X-ray of the pelvis of patient A. with signs of loosening of the acetabular and femoral components of the left hip joint endoprosthesis, with osteolysis of the femur.

 

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

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

 

 

Обсуждение

Одной из серьёзных проблем в анализе результатов импакционной костной пластики как методики, интерпретации данных литературы и собственных данных  является большое количество переменных и методов 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 сил, воздействующих в результате физиологической активности. На степень уплотнения в основном влияют сила удара и количество циклов. Во время процесса уплотнения трансплантата происходит пластическая деформация и межзеренное движение, что приводит к более близкому расположению фрагментов и уменьшению объема [18].

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 »

2. E. Ornstein с соавторами в своем классическом труде провели радиостереометрический анализ миграции тазового компонента после выполненной импакционной костной пластики с использованием цементируемой вертлужной впадины в 21 случае у 20 пациентов. Во время операции авторы исследования внедряли танталовые шарики диаметром 0,8 мм в область ацетабуярного компонента, седалищного бугра и крыши вертлужной впадины с последующей оценкой их положения в 1,5, 3, 6, 12, 18 и 24 месяца 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 в медиальном направлении, медиана составила 0.8 (0.4-1.2) мм, и 6 в латеральном направлении, медиана составила 0.8 (0.4-2.0) mm, 14 в заднем направлении, медиана составила 0.8 (0.3-2.3) мм, и 1 ацетабулярный компонент мигрировал на 0,6 мм в переднем направлении. Миграция постепенно замедлялась с течением времени во всех случаях, однако в 7 случаях компоненты продолжали смещаться в период 1,5-2 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 [19], что не противоречит данным нашего исследования.

Позднее M. Mohaddes с соавторами в своем 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. Ornsten [20].

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, подчёркивает важность хорошего уплотнения КПМ во время операции для уменьшения развития пластических деформаций, приводящих к миграции чашки эндопротеза после операции. [17].

 

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 направлении, 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 рентгенпрозрачных линий толщиной 2 мм и более отсутствуют. Тем не менее, во втором случае с пациентом А. с учетом оценки функционального результата по шкале Харриса в 53 балла и жалоб на боль, ситуация с миграцией ацетабулярного компонента может быть расценена как развивающееся расшатывание, служить показанием для проведения 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 [21].

 

1. T. Slooff с соавторами, подробно описавший процедуру ИКП на тазовом сегменте, подчеркивал, что она сильно зависит от хирургической техники [22]. 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 [23].

С точки зрения биомеханики первичная стабильная фиксация может быть гарантировано 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. С позиции законов физики, использование измельченного костного трансплантата таким способом может быть изучено с использованием механики грунта и механики уплотнения, а сам трансплантат может быть описан как материал в виде частиц и, более конкретно, как рыхлый агломерат или агрегат [24]. 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 [25].

Некоторые исследователи попытались оптимизировать механические характеристики измельченного костного трансплантата при импакции, экспериментируя с размером фрагментов и их градацией, также пытались смешивать с частицами других материалов более прочных и плотных чем кость, экспериментировали со способами уплотнения [26, 27, 28].

Также важную роль в уплотнении играет жидкость. Содержание влаги в грунте является оптимальным, когда её 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 увеличивало начальную стабильность импактированной костной массы. Таким образом, промывание костных фрагментов повышает стабильность КПМ путем улучшения прочности на сдвиг трансплантата [24].

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 счёт 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 различной 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 силы. В ходе анализов 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 [29].

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 оси. Это происходит из-за результирующей силы, действующей в основном в верхнем направлении во время ходьбы и в заднем направлении во время присаживания и вставания [30].

Wagener Nele в своем биомеханическом исследовании провели сравнительную оценку на давление, торсионную нагрузку и отрыв 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 асимптотическую миграцию в среднем 0,26 мм ± 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 [31].

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.

 

Выводы

1. Используемый для ИКП материал подвержен деформации как во время оперативного вмешательства под воздействием усилий хирурга, так и в послеоперационном периоде под влиянием циклических нагрузок в результате ежедневной физиологической активности пациента. В эксперименте на многоцикловое нагружение КПМ 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.

 

2. Испытания на сжатие измельченных костных фрагментов позволили предположить, что деформация измельченного импактированного КПМ в послеоперационном периоде с течением времени стремится к выходу на плато, когда деформация завершается и миграция ацетабулярного компонента прекратится. Нет сомнений в опасности значительной миграции, однако, неясно является ли незначительное смещение ранним предиктором будущего асептического расшатывания или закономерным уплотнением трансплантата под действием циклических нагрузок.

 

 

3. Рентгенологическим признаком дальнейшего уплотнения костно-пластического материала под влиянием циклических нагрузок в послеоперационном периоде будет являться миграция тазового компонента эндопротеза. Однако смещение центра ротации и изменение положения тазового компонента при отсутствии рентген-прозрачной линии 2 мм на границе интерфейсов костный цемент – КПМ не является абсолютным признаком расшатывания и должно интерпретироваться в совокупности с клиническими симптомами – «синдром клинико-рентгенологических ножниц», при этом, понимая, что цементный ацетабулярный компонент следует за уплотняющимся трансплантатом, при сохранении с ним непосредственного контакта по всей поверхности.

Об авторах

Вадим Николаевич Гольник

ФГБУ Федеральный центр травматологии, ортопедии и эндопротезирования, Барнаул, Россия

Автор, ответственный за переписку.
Email: vgolnik@mail.ru

заведующий отделением травматологии и ортопедии

Россия

Наталья Виталиевна Фёдорова

ФГБУН Институт гидродинамики им. М.А. Лаврентьева СО РАН, Новосибирск, Россия

Email: veter-nata@mail.ru

канд. техн. наук, научный сотрудник,  

Алексей Юрьевич Ларичкин

ФГБУН Институт гидродинамики им. М.А. Лаврентьева СО РАН, Новосибирск, Россия

Email: larichking@gmail.com

канд. физ.-мат. наук, старший научный сотрудник

Светлана Владимировна Бойко

ФГБУН Институт гидродинамики им. М.А. Лаврентьева СО РАН, Новосибирск, Россия

Email: boykosv.hydro@gmail.com

канд. физ.-мат. наук, научный сотрудник

Андрей Александрович Панченко

ООО "Логикс Медицинские Системы", Новосибирск, Росcия

Email: andrey.a.panchenko@gmail.com

тех. директор

Александр Михайлович Косинов

ФГБУН Институт гидродинамики им. М.А. Лаврентьева СО РАН, Новосибирск, Россия

Email: kos.alexander@bk.ru

лаборант-исследователь

Владимир Алексеевич Пелеганчук

ФГБУ Федеральный центр травматологии, ортопедии и эндопротезирования, Барнаул, Россия

Email: 297501@mail.ru

д-р мед. наук, главный врач

Виталий Викторович Павлов

ФГБУ Новосибирский научно-исследовательский институт травматологии и ортопедии им. Я.Л. Цивьяна, Новосибирск, Россия

Email: pavlovdoc@mail.ru

д-р мед. наук, главный научный сотрудник

Список литературы

Дополнительные файлы