Вертлужные компоненты цементной фиксации.

Глава 4. Конструктивные особенности различных компонентов эндопротеза тазобедренного сустава

Вертлужные компоненты цементной фиксации.

Большинство попыток повысить эффективность функционирования вертлужного компонента за счет изменения дизайна предпринималось с бесцементными конструкциями. Задача дополнительных особенностей дизайна обеспечить стабильность, избежать импинджмент-синдрома, оптимизировать движения, сохранить кость и обеспечить простоту ревизии. Дизайн цементных чашек менее разнообразен – большинство современных вертлужных компонентов цементной фиксации имеют схожую конструкцию.  

Отношение к цементным вертлужным компонентам значительно различается в разных странах. В частности, в Соединенных Штатах практически не используются цементные чашки из-за беспокойства по поводу их расшатывания. При многочисленных исследованиях отдаленных результатов цементных чашек из UHMWPE в 25% – 100% случаев на контрольных рентгенограммах на границе цемент-кость встречались линии просветления [Amstutz HC, Markolf KL, McNiece GM, Gruen TA 1976; Andersson GBJ, Freeman MAR, Swanson SAV 1972; Charnley J, Cupic Z 1973; Delee JG, Charnley J 1976; Dorr LD, Cane TJ, Canaty JP 1994; Ritter MA, Thong AE. 2004; Salvati EA, Wright TM, Burnstein AH, Jacobs B 1979; Stauffer RN 1982, 1990; Sutherland CJ, Wilde AH, Borden LS, Marks KE 1982]. Однако объективная оценка клинического опыта подтверждает целесообразность применения цементных чашек у пожилых (старше 70 лет) пациентов. Длительные сроки выживаемости цементных чашек по данным Шведского и Норвежского регистров объясняют высокую популярность этих изделий в Скандинавских странах [Aamodt A, Nordsletten L, Havelin LI, Indrekvam K, Utvåg SE, Hviding K.2004; Havelin LI, Engesaeter LB, Espehaug B, Furnes O, Lie SA, Vollset SE. 2000; Malchau H, Herberts P, Eisler T, Garellick G, Soderman P. 2002; Småbrekke A, Espehaug B, Havelin LI, Furnes O. 2004; Söderman P, Malchau H, Herberts P. 2000;], такой же точки зрения придерживаются и Английские ортопеды [Older J, Butorac R 1992; Pacheco V, Shelley P, Wroblewski BM 1988; Wroblewski BM, Siney PD. 1993; Wroblewski BM, Siney PD, Fleming PA. 2007]. Возможно, популярность цементной техники фиксации компонентов эндопротезов в этих странах связана с преимущественным развитием социальной медицины и объясняется относительно невысокой стоимостью цементных имплантатов.

АНАЛИТИЧЕСКИЕ ДАННЫЕ

Вертлужный компонент и толщина цементной мантии

Исследования по методу конечных элементов показали что, при замене сустава, возникает концентрация напряжений (1) в губчатой кости выше чашки; (2) в цементе; (3) в медиальной стенке подвздошной кости; и (4) непосредственно в вертлужной впадине. Уровень напряжения в подлежащей субхондральной кости увеличиваются с уменьшением толщины стенки полиэтиленового вертлужного компонента [Pedersen DR, Crowninshield RD, Brand RA, Johnston RC 1982], соответственно увеличивается и напряжение в пределах полиметилметакрилата (ПММА). Кроме того, уровень напряжения растяжения и сжатия зависит от размера головки эндопротеза. Между 22-х мм и 44-х мм головками максимальное увеличение напряжение растяжения отличается на 400%, а максимальные напряжение сжатия на 200%. С увеличением толщины UHMWPE, пропорционально уменьшается микронапряжение в подлежащих структурах, т.е. более толстый компонент лучше перераспределяет нагрузку (рис. 4.1). Изменение толщины цемента с 1 мм до 3 – 5 мм не только уменьшает ротационную нестабильность вертлужного компонента, но и изменяет нагрузку на вертлужную впадину, более толстая цементная мантия приводит к снижению напряжения и более однородному его распределению (рис. 4.2).

Рис. 4.1. Увеличенние напряжения, наблюдаемое в полиметилметакрилате для тонкого 2-х мм вкладыша (UHMWPE) по сравнению с более толстыми 4-х и 5-ти мм моделями. (From Oh I, SanderTW.Treharne RW: Total hip acetabular cup flange design and its effect on fixation. Clin Orthop 195:304, 1985.)

Рис. 4.2. (A) Распределение нагрузки с мантией ПММА 1 мм. (B) 3 мм ПММА. (C) 5 мм ПММА. Отмечается уменьшение пиковых усилий с более толстой мантией ПММА. (From Carter DR, Vasu R, Harris WH: Stress distributions in the acetabular region. II. Effects of cement thickness and metal-backing of the total hip acetabular component. J Biomech 15:165, 1982.)

Теоретические исследования нагрузки, испытываемой вертлужной впадиной от имплантированного эндопротеза, определяют тенденции деформации чашки от увеличения сжимающих усилий в куполе чашки и максимальных усилий растяжения на периферии (рис. 4.3). Возможна коррекция этого эффекта за счет четкого соблюдения методики имплантации, которая может способствовать лучшему перераспределению напряжения [Oonishi H 1983]. При нормальной установке участок наибольшего напряжения – задневнутренний отдел вертлужной впадины. Поскольку пиковые усилия больше в губчатой, чем в субхондральной кости, губчатая кость плохо противостоит усилиям, переданным через имплантат. Эти данные от Oonishi указывают, что при обработке вертлужной впадины необходимо попытаться сохранить субхондральную кость и что идеальное направление результирующего вектора силы кзади и вверх [Oonishi H 1983]. В 80-х годах был разработан новый дизайн полиэтиленовой чашки, впрессованной в металлическую оболочку с пористым покрытием для лучшей фиксации цемента. Увеличение напряжения в ПMMA, которое происходит после удаления субхондральной кости, уменьшается при помощи такого имплантата [Bartel DL, Wright TM, Edwards D 1983; Carter DR, Vasu R, Harris WH 1982; Pedersen DR, Crowninshield RD, Brand RA, Johnston RC 1992]. Экспериментальные исследования методом конечных элементов подтвердили более равномерное распределение напряжения на цемент и вертлужную впадину. Не взирая на такое теоретическое обоснование, клинический опыт с цементными чашками на металической основе, не только не выявил их преимуществ, но и оказался  настоящим бедствием. Делая обзор своего опыта с 1980 до 1982, Ritter с соавторами демонстрировали, что вероятность расшатывания компонентов с металической основой была статистически больше чем с цементными полиэтиленовыми имплантатами (P <.001) [Ritter MA, Paris PM, Keating EM, Brugo G 1992], такие же данные продемонстрировали Mattingley DA. с соавторами [Mattingley DA, Hopson CN, Kahn A, Geannestras NJ 1985].

Рис. 4.3. Эффект деформации установленного вертлужного компонента. (Из артропластики B.Morrey [Morrey BF. 2003])

Размер головки

Расчетное поверхностное контактное напряжение для моделируемой системы с головкой 28 мм – меньше чем для 22 мм головки. С увеличением клиренса от 0.1 до 0.5 мм, пропорционально, но не линейно увеличивается поверхностное напряжение [Bartel DL, Bicknele MS, Wright TM 1986]. Следовательно, размер головки не является главным определяющим фактором в проектировании полностью полиэтиленовой чашки если толщина стенки не менее 8 мм.

"Идеальный дизайн"

Дизайн компонента с ребристой наружной поверхностью, имеющей желоба достаточной глубины и ширины для фиксации цемента вероятно является самым эффективным с точки зрения ротационной стабильности. Как правило, желоба имеют прямоугольную форму и связаны друг с другом, что способствует прочному связыванию цемента. Спейсоры или шипы, обращенные к поверхности вертлужной впадины, гарантируют минимальную и однородную толщину мантии цемента. Кроме того, экспериментальными исследованиями показано, что, при установке, фланец или губа, обеспечивают лучшую прессуризацию цемента в подлежащую кость [Oh I, Sander TW, Treharne RW 1985]. Соответственно идеальный вертлужный компонент должен иметь ребристую наружную поверхность, ряд выступов-спейсоров, гарантирующих однородную цементную мантию и периферический фланец, чтобы улучшить проникновение цемента в кость (рис. 4.4). Антилюксационный наклон края полиэтиленовой чашки обеспечивает большую стабильность сустава.

Рис 4.4. Цементный компонент ZCA

ОСОБЕННОСТИ ТЕХНИКИ

Совершенствование методики установки вертлужных компонентов цементной фиксации происходило в основном по трем направлениям: (1) подготовка вертлужной впадины, (2) обеспечение достаточной толщины и однородности мантии ПММА, и (3) создание условий для эффективного проникновения ПММА в подлежащую кость.

Хирургическая техника

Последовательная разработка фрезами осуществляется, по возможности, только до субхондральной кости. Тонким сверлом создается ряд перфоративных отверстий глубиной и диаметром около 3 мм распределенных по окружности вертлужной впадины, особенно в склерозированных областях, или сверлом диаметром 9-10 мм формируется 3 канала в лонную, седалищную и подвздошную кости. Пульсационный лаваж способствует лучшему гемостазу и очищает поверхность от крови и жира. Вертлужная впадина тщательно высушивается, а цемент вводится на стадии достаточной эластичности. Поскольку ПММК не является клеем, фиксация достигается за счет проникновения цемента в поры губчатой костной ткани и неровности полиэтилена [Куропаткин Г.А. 2006; Morrey BF. 2003].

Цементная мантия

Давление инструмента используется, чтобы оптимизировать внедрение цемента, особенно в области верхней наиболее нагружаемой поверхности. Для дальнейшей прессуризации цемента используется силиконовый плунжер. Вертлужный компонент должен быть на 2 - 4 мм меньше в диаметре, чем наибольшая фреза и внедрен в положении 15 градусов антеверсии и с наклоном в 40 градусов, а не как обычно 45 градусов. Такая техника позволяет обеспечить однородную качественную мантию на границе кость-цемент (рис. 4.5) [Faris PM с соавт. 2006].

рис. 4.5 - хорошо установленная цементная чашка

Внедрение цемента

Поскольку ПММА может быть самым слабым звеном в долговечности имплантата, для оптимальной фиксации была предложена критическая минимальная толщина цементной мантии. Соотношения напряжения ПММА согласно приложенной нагрузке демонстрируются на рис. 4.1 [Carter DR, Vasu R, Harris WH 1982; Oh I 1985]. Это теоретическое наблюдение хорошо проявилось в клинической практике [Joshi RP, Eftekhar NS, McMahon DJ, Nercessian OA 1998]. Чтобы гарантировать, что цементная мантия составляет по крайней мере 3 мм, многие чашки имеют шипы или спейсеры, надежно обеспечивающие достижение однородности и адекватной толщины мантии. Нет никаких клинических данных в настоящее время, которые демонстрируют, правильна ли эта особенность дизайна только теоретически или также и практически увеличивает долговечность службы имплантата. Тем не менее, мы в большинстве случаев рассверливаем вертлужную впадину по крайней мере на 2 мм больше используемой чашки, чтобы гарантировать минимум 2 - 3 мм толщины мантии ПММА.

РЕЗУЛЬТАТЫ

Основной проблемой, вызывающей беспокойство клиницистов, является несоответствие между рентгеновскими данными и клиническими результатами, даже в случаях тщательного систематического анализа рентгенограмм [Crowninshield RD, Pedersen DR, Brand RA, Johnston RC 1983]. Несмотря на то, что во многих случаях в отдаленный период после операции наблюдаются линии рентгеновского просветления вокруг чашки, клинические результаты при этом остаются удовлетворительными. Большой интерес представляет исследование Garcia-Cimbrelo и Munuera, в котором они сообщают об опыте с 680 пациентами, наблюдаемыми в среднем почти 13 лет [Garcia-Cimbrelo E, Munuera L 1992]. На основе анализа рентгенографических и клинических данных оценивались «ранняя» (менее 10 лет после операции) и «поздняя» (более 10 лет) несостоятельность цементных вертлужных компонентов. Среди этих 680 пациентов, раннее расшатывание отмечалось у 29, а позднее у 32. Только 76% из 29 пациентов первой группы имели клинические признаки нестабильности и они составляли всего 1,5% от общего числа больных. Также и во второй группе только 28% из 32 человек классифицировались по клиническим критериям как поздняя нестабильность. Таким образом, в целом, всего около 2% пациентов в этом наблюдении имели клинически неудовлетворительные результаты. У пациентов имеющих линии просветления на рентгенограммах в сроки менее 10 лет, статистически существенные корреляции отмечались с основными диагнозами врожденной дисплазии тазобедренного сустава, перелома вертлужной впадины и ее протрузии. Напротив, из 32 случаев появления просветлений на рентгенограммах в сроки более 10 лет в 56% причиной послужили нарастающие темпы износа полиэтилена, который составил более 2 мм (P <.001). У таких пациентов имелись типичные проявления – полная рентгенопрозрачная линия вокруг всего вертлужного компонента.

О такой же эффективности цементных UHMWPE вертлужных компонентов сообщают из Афин Hartofilakidis с коллегами [Hartofilakidis G, Stamos K, Ioannidis TT 1989]. При оценке 359 протезов Charnley в период от 1 до 4 лет отмечалось 98% удовлетворительных рентгеновских результатов, через 5 – 9 лет их число сократилось до 92%. Но при средних сроках наблюдения более 10 лет только 78% демонстрировали удовлетворительный результат по данным рентгенограмм. Однако при этом клиническая эффективность остается на очень высоком уровне. Последние данные Шведского регистра показывают 5% уровень несостоятельности цементных вертлужных компонентов при среднем сроке наблюдения 14 лет [Garellick G, Herberts P, Striimberg C, Malchau H 1994; Malchau et al. 2002].

Несостоятельность цемента и продукты износа

На основании анализа гистологических данных нестабильных вертлужных компонентов Willert с соавт. отмечали меньшее расшатывание, если мантия ПММА не была фрагментирована [Willert HG, Bertram H, Buchhorn GH 1990]. Это позволяет считать несостоятельность ПММА причиной поздней нестабильности. Возможно, что мелкие фрагменты ПММА попадают в узел трения между UHMWPE и металлической головкой (трение с тремя телами), ухудшая и ускоряя процесс износа.

Влияние цементной техники

Russotti с коллегамии проанализировали результаты 251 операции с использованием, так называемой современной методики цементирования через 5 - 7 лет после установки в 1978-1980 годы [Russotti GM, Coventry MB, Stauffer RN 1988]. Они идентифицировали только одного пациента с очевидными рентгеновскими признаками расшатывания, и ни один пациент не подвергся ревизии чашки в течение этого промежутка времени. Примерно такие же данные были получены Cornell и Ranawat при обзоре линий остеолиза вокруг вертлужных компонентов при установке которых применялся пульсационный лаваж [Cornell CN, Ranawat CS 1986]. В группе, где имплантаты, были установлены с 1971 по 1978 год без этой методики, имелось значительно большее число рентгенопрозрачных линий, чем там, где операции выполнялись с импульсным промыванием в период с 1979 по 1980 годы.

ВОЗРАСТ

Одним из наиболее полных исследований цементных вертлужных компонентов является изучение в клинике Мейо 2000 первичных эндопротезирований конструкциями Charnley на протяжении 25 лет [В. Morrey 2003]. Было показано, что основным фактором, коррелирующим с выживаемостью чашки был возраст пациента. Двадцатипятилетняя выживаемость составила 68,2% у пациентов моложе 40 лет и приближалась к 100 % для больных 80 лет и старше. При этом у мужчин ревизии вследствие асептического расшатывания происходили в два раза чаще, чем у женщин (25-летяя выживаемость составила 95% для женщин и 81% для мужчин, (P <0.0001). 25-летняя выживаемость для вертлужных и бедренных компонентов были фактически идентичны (89.6 процентов и 89.7 процентов, соответственно), но выживаемость вертлужных компонентов была хуже у более молодых пациентов. Данное исследование свидетельствует, что выживаемость и вертлужных, и бедренных цементных компонентов зависит от возраста при имплантации, однако возрастной фактор более значим для вертлужного компонента.

Другие исследования также подтверждают, что у молодых пациентов больше проблем возникает с цементными чашками, чем цементными бедренными компонентами [Barrack RL, Mulroy RD Jr, Harris WH 1992; Sarmiento A, Ebramzadeh E, Gogan WJ, McKellop HA 1990; Sullivan PM, McKenzie JR, Callaghan JJ, Johnston RC 1994].

ПОКАЗАНИЯ

Вследствие несоответствия между рентгенологическими данными и клиническими результатами остаются разногласия относительно показаний для использования UHMWPE вертлужных компонентов, как в пределах ортопедического сообщества [Ritter MA, Thong AE. 2004], так и в пределах нашего учреждения. Мы, в настоящее время, считаем показанием для применения цементных чашек необходимость эндопротезирования у пациентов старше 70 – 75 лет, обычно с переломами шейки бедра, или выраженные изменения качества кости, не позволяющие обеспечить стабильную «press-fit» фиксацию у более молодых пациентов. При первичном эндопротезировании в сложных случаях и при ревизиях цементная фиксация вертлужного компонента выполняется в сочетании с антипротрузионными конструкциями. Самостоятельное использование цементных чашек при ревизиях по нашим наблюдениям и данным литературы приводит к ранним неудачам [Тихилов Р.М., с соавт. 2007; Paprosky WG, O'Rourke M, Sporer SM. 2005; Pekkarinen J, Alho A, Lepistö J, Ylikoski M, Ylinen P, Paavilainen T. 2000; Sporer SM, Paprosky WG, O'Rourke MR. 2006].

В качестве цементного вертлужного компонента в последние годы в РНИИТО им. Р.Р.Вредена обычно используется чашка ZCA (Zimmer), выполненная из UHMWPE и имеющая прессуризирующий периферический фланец, ребристую наружную поверхность и небольшие ножки, обеспечивающие минимальную толщину цементной мантии. В соответствии с рекомендацией фирмы возможна установка чашки размер в размер, поскольку размер фрезы больше диаметра купола и соответствует наружному диаметру фланца, однако возможно использование чашки на 2 мм меньше размера последней фрезы для формирования более толстой мантии. Достоинствами чашки является достаточная линейка от 43 до 61 мм с интервалом в 2 мм, хорошее качество полиэтилена и наличие компонентов с антилюксационным валиком. Маленькие размеры (43 и 45 мм) соответствуют диаметру головки в 22 мм. Особенностей в имплантации чашки нет.