Бедренные компоненты цементной фиксации

В начале 90-х годов прошлого века множество исследований демонстрировали хорошие среднеотдаленные и долгосрочные результаты применения бедренных компонентов цементной фиксации, особенно с использованием современных методов цементирования. К этому времени были изучены демографические факторы, особенности дизайна и основы хирургической техники, влияющие на долговечность функционирования бедренного компонента. В то же время были проанализированы многочисленные неудачи первого поколения бесцементных имплантатов. Это привело к драматическому всплеску применения цементных ножек даже у молодёжи. К сожалению, в середине и конце 90-х годов, множество авторов сообщили о менее благоприятных результатах использования бедренных компонентов цементной фиксации, чем ожидалось. Проблемы, по большей части, были связаны с ранними неудачами обработанных в струе песка ножек с грубой поверхностью, разрушающей цементную мантию, вызывающей ее разрыхление, образование дебриса, развитие остеолиза с дальнейшей клинической несостоятельностью. Эти проблемы приводили к перепроверке взаимодействия дизайна, качества поверхности, методики цементирования и отбора пациентов для обеспечения долгосрочных успешных результатов. Несколько исследований, которые были опубликованы, показали что даже при удачном дизайне цементного бедренного компонента частота неудач у молодых пациентов не удовлетворяла хирургов. Наконец, к концу 90-х годов, стало ясно, что множество бесцементных бедренных компонентов способно обеспечить надежную долгосрочную фиксацию и очень хорошие клинические результаты у подавляющего числа пациентов. В результате значительно сократилось число случаев цементной фиксации бедренного компонента с постепенным увеличением применения бесцементных имплантатов, особенно у относительно молодых пациентов.

ОСОБЕННОСТИ ДИЗАЙНА

Общая оценка бедренного компонента тотального эндопротеза тазобедренного сустава складывается при рассмотрении особенностей дизайна отдельных его элементов – собственно ножки, качестве обработки ее поверхности, головки, шейки и воротничка. В данном разделе рассматриваются только особенности дизайна цементных бедренных компонентов.

Головка бедренного компонента

В дизайне головки важными переменными являются диаметр, материал из которого они изготовлены и обработка поверхности. В настоящее время большинство фирм выпускает головки диаметром 22, 26, 28, и 32 мм для использования со стандартными ножками, помимо этого выпускаются головки еще большего диаметра для использования с альтернативными парами трения. Charnley выбрал диаметр головки 22.225 мм для своего оригинального дизайна как компромисс между силой трения (которая изменяется прямо пропорционально размеру головки), и изнашиванием (которое изменяется обратно пропорционально) [Charnley J 1961; Charnley J 1979]. Многие исследователи считают, что устойчивость к вывихам возрастает с увеличением размера головки, однако по другим данным нет никакого клинического подтверждения меньшей частоты вывихов при использовании головок диаметром 32 мм [Eftekar NS 1976]. Теоретически, 32-х мм головка позволяет приблизительно на 20% больший диапазон движения, чем 22-х мм (при одинаковом размере шейки и дизайне вертлужного компонента), но клинических различий в амплитуде движения тазобедренного сустава также не отмечалось [Tarr RR, Clarke 1C, Gruen TA, et al 1982]. Имеются исследования показывающие, что, не смотря на то, что линейный износ полиэтилена больше при головке диаметром 22 мм, потенциальный объемный износ значительно больше при 32-х мм головке [Harris WH, McCarthy JC Jr, O'Neil DA 1982]. Частота нестабильности цементных вертлужных компонентов выше при использовании головок диаметром 32 мм [Mulroy RD Jr, Harris WH 1990]. Вероятно, это может быть результатом того, что большой размер головки (большая площадь соприкосновения) ведет к увеличению силы трения и передает торсионные нагрузки на вертлужный компонент, а также головки большего размера увеличивают объемный износ полиэтилена и, соответственно, формируется больше полиэтиленового дебриса, который вызывает макрофагальное воспаление, способное привести к нестабильности чашки [Schulte KR, Callaghan JJ, Kelley SS, Johnston RC 1993]. Помимо этого, увеличение головки до 32 мм ведет к уменьшению толщины полиэтилена цементного вертлужного компонента (при одном и том же внешнем диаметре) или вкладыша бесцементной чашки [Berry DJ, Barnes CL, Scott RD, et al 1994]. По вышеупомянутым причинам размер головки 32 мм в комбинации с обычным полиэтиленом с начала 1990-х годов использовался очень мало. Оптимальный для модульных бесцементных систем размер 28 мм обеспечивает больше возможностей относительно коррекции длины шейки в сравнении с 22-х мм и, поэтому, используется чаще всего. Для маленьких вертлужных компонентов, в которых 28-ми мм размер головки не позволяет обеспечить достаточную толщину полиэтилена по прежнему используются 22-х мм головки. С появлением новых материалов, используемых в парах трения (типа поперечного связанного полиэтилена), которые должны обеспечить низкий объемный износ, вновь нарастает интерес к головка большого размера. Большие размеры головки, увеличивая диапазон возможных движений в суставе, снижают частоту импинджмента и потенциально более стабильны к послеоперационным вывихам. Только время покажет, приведет ли их использование к уменьшению частоты вывихов и не будет ли нарастать объемный износ в новых парах трения. 

Материал, из которого изготовлена головка бедренного компонента также важная переменная дизайна, поскольку различные материалы имеют разные характеристики изнашивания в паре с полиэтиленом. Титан, который обладает хорошей биосовместимостью, но является мягким и не износостойким продемонстрировал высокую степень износа in vivo [Gates HE, Paris PM, Keating EM, Ritter MA 1993] и в настоящее время практически не применяется. «Золотым стандартом» стали головки из кобальт хрома, обладающие прекрасной изностойкостью и хорошо поддающиеся полировке. Керамические головки, при трибологических испытаниях демонстрируют лучшие показатели изнашивания, однако керамика хрупка, и периодически появляются сообщения о переломе керамических головок. Прямое рандомизированное сравнение керамических и кобальтхромовых головок в естественных условиях по показателям износа полиэтилена пока еще не доступно. Несколько ретроспективных исследований предполагают, что керамические головки могут обеспечить меньшее изнашивание, но это остается не доказанным [Morrey B. 2003].

Шейка эндопротеза

Модульное соединение между головкой и ножкой присутствует практически во всех современных дизайнах, поскольку имеет множество очевидных практических преимуществ и при первичной операции и при ревизии. Модульность позволяет легко изменять длину шейки, оптимизируя натяжение мышц, длину конечности, стабильность и биомеханику сустава. Однако модульное соединение создает и потенциальные проблемы. В самом соединении могут формироваться продукты износа и даже явления коррозии из-за разности металлов [Collier JP, Surprenant VA, Jensen RE, et al 1992; Van der Schaaf DB, Deutman R, Mulder TJ 1988]. При использовании длинных шеек модульные системы требуют наличия юбки на головке эндопротеза, которая увеличивает диаметр шейки и уменьшает амплитуду движений, таким образом возрастает риск развития импинджмента с вертлужным компонентом. Развивающийся импинджмент может привести к нестабильности и формированию полиэтиленового дебриса. 

Задаваемый шейкой оффсет – важная особенность дизайна, которая должна быть оптимальной, потому что это глубоко затрагивает механическую функцию тазобедренного сустава [Joshi AB, Porter ML, Trail IA, et al 1993]. Оффсет зависит от угла между ножкой и шейкой, длины шейки и местоположения, в котором шейка присоединяется к ножке (рис. 48-1). Слишком большой оффсет нежелателен, поскольку может потенциально привести к увеличенному изгибающему моменту или чрезмерным ротационным усилиям в бедренном компоненте, с последующим переломом ножки или расшатыванием. Маленький офсет уменьшает плечо рычага отводящих мышц бедра и может привести к недостаточности абдукторов с развитием хромоты и перегрузкой контрлатерального сустава. Помимо этого, недостаточный оффсет уменьшает стабильность сустава, поскольку слабое натяжение отводящих мышц повышает риск вывиха.

Рис. 4-13. Схематическое представление особенностей дизайна шейки бедренного компонента.

Воротничок

Значение воротничка в основании шейки ранее являлось темой многочисленных споров [Crowninshield RD, Brand RA, Johnston RC, Pedersen DR 1981; Djerf K, Gilchrist J 1987; Markolf KL, Amstutz HC 1976; Oh I, Harris WH 1982]. При использовании костного цемента воротничок выполняет функцию стопора для предотвращения избыточного дистального продвижения ножки. Существовало также мнение, что воротничок может в момент установки осуществлять дополнительную прессуризацию, однако другие исследования доказали его неэффективность в достижении этой цели. Наиболее рациональная цель воротничка – обеспечение лучшего перераспределения нагрузки на проксимальный отдел бедра и цементную мантию. Несколько экспериментальных исследований с элементами компьютерного моделирования определили более близкую к нормальной передачу компресиионных нагрузок на медиальную части шейки бедра посредством воротничка (Рис. 4.14 и 4.15) [Andriacchi TP, Galnte JO, Belytschko TB, Hamptom S 1976; Crowinshield RD, Brand RA, Johnston RC, Milroy JC 1980; Lidgren L, Bodelind B, Moller J 1987; Manley MT, Stearn LS, Kotzar G, Stulberg BN 1987; Markolf KL, Amstutz HC, Hirscholwitz DL 1980; McCoy TH, Salvati EA, Ranawat CS, Wilson PD Jr: A 1988; Tarr RR, Lewis JL, Jaycox P, et al 1979]. Данный эффект полезен, поскольку позволяет уменьшить адаптивную резорбцию кости в проксимальном отделе бедра (stress shielding), уменьшить изгибающее напряжение в ножке и уменьшить напряжение в дистальной части цементной мантии (рис. 4.16).

Рис. 4.16. A, Схематическое представление нарушения нагрузки с перемещением напряжения в дистальную часть ножки эндопротеза. B, Рентгенографическая иллюстрация реактивной гипертрофии диафиза бедра в результате перемещения напряжения в дистальную часть ножки цементного протеза через 7 лет после операции.

При этом надо иметь в виду, что физиология кости такова, что аксиальные нагрузки в проксимальном отделе значительно превышают все остальные, поэтому наличие дополнительной опоры может привести к трехкратному увеличению нагрузки на зону дуги Адамса. Один из эффектов осевой нагрузки бедренного компонента клиновидной формы – это чрезвычайно высокое кольцевое напряжение (периферические растягивающие усилия) в проксимальном отделе бедра и цементе. Это кольцевое напряжение может приблизиться к окончательному пределу прочности цемента, но теоретически значительно уменьшаются до безопасного уровня за счет воротничка [Crowinshield RD, Brand RA, Johnston RC, Milroy JC 1980]. Проблема в том, что технически сложно обеспечить тесный контакт между нижней стороной воротничка ножки и костью; а также трудно удержать достигнутый контакт. Даже незначительная резорбция кости аннулирует эффективную передачу напряжения, и положительное действие воротничка теряется. На математических моделях удалось показать, что напряжение может быть передано от воротника через слой цемента на кость шейки бедра [Crowinshield RD, Brand RA, Johnston RC, Milroy JC 1980]. Напротив, экспериментальные лабораторные исследования продемонстрировали, что при осевой нагрузке слой цемента под воротничком быстро фрагментируется.

Дизайн безворотничкового компонента разрабатывался с гладкой или полированной поверхностью, чтобы быть в состоянии самопозиционироваться в разрыхленной цементной мантии за счет клиновидной формы. Поклонники такого дизайна предполагают, что отсутствие воротничка позволяет полированной ножке немного оседать в устойчивую позицию в вязкоупругой цементной мантии, таким образом стимулируя положительное адаптивное ремоделирование кости. Способность безворотничковых клиновидных полированных бедренных компонентов оседая постоянно уплотнять цемент позволяет предотвращать образование дебриса от микроподвижности ножки в мантии и, следовательно развитие дистального остеолиза. Клиническая практика показала хорошие результаты для обоих дизайнов цементных ножек и с воротничком, и без него. Возможно, что воротнички необходимы для определенной конструкции компонента, но бесполезны или даже вредны для других.

Ножка

Особенности дизайна бедренного компонента включают геометрические характеристики (длина, форма, поперечное сечение), свойства материала и состояние поверхности.

От некоторых ранних имплантатов, имеющих изогнутый дизайн, отказались, поскольку помимо проблем с ромбовидным поперечным сечением, имелись трудности обеспечения однородности цементной мантии. При внедрении изогнутой ножки в относительно прямой (во фронтальной плоскости) интрамедуллярный канал бедренной кости формируется тонкая мантия в проксимально-латеральном и дистально-медиальном отделах, что, в свою очередь, приводит к усталостным переломам цемента и развитию нестабильности. Прямая, умеренно клиновидная ножка производит дополнительную прессуризацию цемента при внедрении и обеспечивает более равномерный его слой [Bargar WL, Brown SA, Paul HA, et al 1986].

Длина ножки была вопросом многих споров - обсуждались вопросы простоты установки и возможные сложности удаления при ревизии. Исследования с применением математического моделирования показали, что очень короткие или слишком длинные ножки приводят к концентрации напряжения в некоторых точках композиции [Crowinshield RD, Brand RA, Johnston RC, Milroy JC 1980]. Например, очень длинные имплантаты приводят к нарастанию напряжения в ножке с шунтированием нагрузки в дистальном направлении и экранировании проксимального отдела (stress-shielding). Слишком короткие ножки ведут к проксимальному увеличению напряжения, которое может превысить прочность цемента или кости.

Геометрия поперечного сечения бедренного компонента в комбинации с физическими свойствами материала определяет прочность и жесткость имплантата. Сечение определенной формы может обеспечивать более благоприятные механические условия функционирования и наоборот. Так острых ребер на ножке необходимо избегать, поскольку они приводят к концентрациям напряжения и могут вызвать повреждение цементной мантии. Ножки утолщенные с латеральной стороны более устойчивы к изгибу и вызывают меньшее напряжение на растяжение в цементной мантии. Имплантаты с относительно толстой медиальной стороной вызывают меньшее компрессионное напряжение в цементе. Поскольку костный цемент приблизительно в три раза более устойчив к сжатию, чем к растяжению, постоянная компрессия может быть единственным безопасным режимом (то есть, чем менее выражено напряжение растяжения, тем менее вероятно, что цемент сломается с развитием нестабильности компонента). Рис. 4.17 демонстрирует исследование Crowninshield с соавторами по определению оптимальной формы поперечного сечения цементного компонента [Crowninshield RD, Brand RA, Johnston RC, Milroy JC 1980]. Анализ базировался на условии, что имплантат имеет изгиб только во фронтальной плоскости. В действительности изгиб в аксиальной плоскости не менее важен, особенно при ходьбе по прямой и по лестнице. В конце 90-х годов было признано, что клиническую эффективность ножки определяет ее торсионная стабильность в цементной мантии. Недостаточная торсионная стабильность имплантатов с излишне округлыми формами и маленькой площадью поперечного сечения приводит к раннему разрыхлению мантии под воздействием мощных ротационных напряжений, возникающих в ножке на фоне повседневной двигательной активности. Таким образом идеальный имплантат должен иметь геометрию поперечного сечения, обеспечивающего высокую торсионную стабильность без острых граней, которые могут вызвать переломы цементной мантии.

Рис.  4.17. Влияние геометрии поперечного сечения бедренного компонента на максимальное сжатие цемента (A) и растяжение (B). Форма поперечного сечения D представляет оптимальную конфигурацию для использования с цементной фиксацией, поскольку генерирует минимальные напряжения сжатия и растяжения в цементе и меньше других подвергает напряжению мантию (C). (From Crowninshield RD, Brand RA, Johnston RC, MilroyJC:The effect of femoral stem cross-sectional geometry on cement stresses in total hip reonstruction. Clin Orthop 146:71, 1980.)

На раннем этапе для изготовления бедренных компонентов использовалась нержавеющая сталь, материал относительно жесткий (то есть с высоким модулем упругости), но низкими показателями усталости и предела текучести [Tarr RR, Clarke 1C, Gruen TA, et al 1982; Tarr RR, Lewis JL, Jaycox P, et al 1979]. Технический прогресс в металлургии привел к созданию современных модификаций нержавеющей стали, применяемых для производства эндопротезов и обладающих превосходными характеристиками усталости. Сплавы кобальтхрома имеют отличные показатели усталости и предела текучести, но имеют немного больший модуль упругости чем нержавеющая сталь. Сплавы титана имеют модуль упругости приблизительно в два раза меньше нержавеющей стали или кобальтхрома (рис. 4.18)[ Crowninshield RD, Brand RA, Johnston RC 1988; Lidgren L, Bodelind B, Moller J 1987; Manley MT, Stearn LS, Kotzar G, Stulberg BN 1987; Tarr RR, Lewis JL, Jaycox P, et al 1979]. Более тонкие и гибкие ножки несут меньше внутреннего напряжения и передают больше компрессирующих усилий к кости проксимального отдела и цементу, тогда как большие, жесткие ножки уменьшают толщину цемента и вызывают сильное напряжение растяжения в дистальной части цементной мантии [Chin HC, Stauffer RN, Chao EYS 1990]. Использование сплавов титана для изготовления цементных компонентов нецелесообразно, поскольку титан – это мягкий не износостойкий метал, продукты истирания которого вызывают быстрое развитие остеолиза [Russotti GM, Coventry MN, Stauffer RN 1988].

Тип обработки поверхности бедренного компонента также является важной особенностью дизайна [Ahmed AM, Raab S, Miller JE 1984; Anthony PP, Gie GA, Howie CR, Ling RSM 1990; Klapach AS, Callaghan JJ, Goetz DD, Olejniczak JP, Johnston RC 2001]. Большинство ранних дизайнов цементных имплантатов имели гладкую или полированную поверхность и причиной их несостоятельности большинство исследователей считали плохую связь ножки с цементной мантией. Поэтому протезы, разрабатываемые в 80-е и 90-е годы, изготавливались с микроструктурированными и пористыми поверхностями, или имели покрытие из ПММК. Такая поверхность обеспечивала надежное сцепление цемента и ножки, не допуская возможности микроподвижности в пределах мантии. Однако, теперь стало понято что, если нарушается связь такой ножки с цементом, их взаимное трение приводит к образованию большого количества дебриса (рис. 4.19) [Fowler JL, Gie G A, Lee AJC, Ling RSM 1988; Madey SM, Callaghan JJ, Olejniczak JP, et al 1997]. Некоторые бедренные имплантаты теперь полируются, чтобы уменьшить вероятность образования дебриса при рассоединении ножки и цемента, однако в настоящий момент еще нет убедительных данных в преимуществе такого дизайна [Fowler JL, Gie G A, Lee AJC, Ling RSM 1988; Older J: Charnley's by Charnley 1995].

Crowninshield на основании измерения шероховатости с помощью калиброванного профилометра ввел шесть терминов для описания текстуры поверхности: (1) блестящая; (2) гладкая; (3)окрашенная; (4) матовая; (5) шероховатая; и (6) текстурированная [Anthony PP, Gie GA, Howie CR, Ling RSM 1990] .

При рассмотрении поверхности ножки имеют значение две важные характеристики: (1) сила вытяжения, определяющая сцепление между цементом и металлом, и (2) абразивные качества, которые определяют интенсивность истирания цемента металлом, которое происходит при нарушении сцепления и возникновении движений между бедренным компонентом и мантией. При испытаниях количество продуктов истирания цемента прямо пропорционально степени шероховатости, но прочность связи металла и цемента находится в обратно пропорциональной зависимости. Для шероховатой ножки рассоединение металла и цемента сопровождается прогрессивным расшатыванием и сопровождается обширным остеолизом [Morrey BF, Ilstrup D 1989] (рис. Rg Алексеев – Elite Plus). Ножки с гладкой поверхностью, когда освобождаются от цемента, ведут себя по-другому. Berry DJ с соавт. изучили этот эффект при анализе 2000 гладких ножек Charnley. Они нашли что, имеется зависимость «выживаемости» от степени оседания ножки в цементной мантии в раннем периоде[Berry DJ, Harmsen WS, Cabanela ME, Morrey BF 2002]. При максимальной толщине рентгенопрозрачной линии между цементом и верхне-наружным краем ножки 2 мм и более значительно возрастала вероятность ранней ревизии вследствие нестабильности (P <0.0001), однако, если толщина линии была меньше 2 мм, такое оседание не влияло на выживаемость.

На основании этих работ сформировалось понимание, что шероховатые ножки лучше связаны с цементной мантией, но если происходит рассоединение, то очень быстро развивается нестабильность с выраженным остеолизом. Гладкие или полированные компоненты слабо сцеплены с цементом, но если геометрия ножки обеспечивает механическую стабильность в мантии, то клинические результаты остаются удовлетворительными. 

Проведенный сравнительный анализ поведения ножек Charnley Elite и Exeter, дизайн которых имеет принципиальное отличие с точки зрения возможности оседания, показал, что для обоих имплантатов миграция в первый год была наибольшей и в четыре раза превышала миграцию в последующие годы. Смещение ножки Exeter имело преимущественно дистальное направление, скорость которого составила 1 мм/год в течение первого года. Кроме того, наблюдалось легкое вальгусное отклонение ножки и ротация головки кзади (0,3 мм/год). В противоположность, ножка Charnley Elite имела небольшое оседание (0,2 мм/год), но быстрое ротационное смещение кзади (0,8 мм/год). По заключению авторов, эта разница в направлении смещения может стать причиной нестабильности ножек [J.Alfaro-Adrian, 2001].

Ling с сотрудниками полагают, что полированные клиновидные ножки имеют значительное потенциальное преимущество в обеспечении хороших долгосрочных результатов [Ling RSM 1980]. Они показали, что при температуре тела у цемента проявляются вязкоупругие свойства, позволяющие полированной клиновидной ножке оставаться стабильной в мантии, а генерируемое ей кольцевое напряжение передается на проксимальный отдел бедра через цемент.

Рис. 4.18. Графическое представление модуля упругости сплавов, кости и костного цемента. (From Tarr RR, Lewis JL, Jaycox R etal: Effect of materials, stem geometry, and collar-calcar contact on stress distribution in the proximal femur with total hip. Trans Orthop Res Soc 4:345, 1979.)

Рис. 4.19. Среднее истирание после 250 000 циклов смещения на 0.5 мм металла с различной шероховатостью поверхности относительно цемента (From Crowninshield RD, Brand RA, Johnston RC, Milroy JC:The effect of femoral stem cross-sectional geometry on cement stresses in total hip reconstruction. Clin Orthop 146:71, 1980.)

Цементная мантия

Важным вопросом долговечности цементного протеза является наличие равномерной цементной мантии и правильного положения ножки в костно-мозговом канале. Удовлетворительная периферическая толщина цементной мантии, окружающей бедренный компонент необходима по двум причинам. Во-первых, при слишком тонкой цементной мантии имеется повышенный риск возникновения растрескивания цемента, что в свою очередь может привести к развитию нестабильности компонента и необходимости ревизии [Johnston RC, Brand RA, Crowninshield RD 1979; Manley MT, Stearn LS, Kotzar G, Stulberg BN 1987]. Во вторых, полное отсутствие мантии может дать доступ продуктам с износа к кости с развитием остеолиза. Установка бедренного компонента в неправильной позиции может вызвать локальное истончение цементной мантии, например, при варусной позиции ножки отмечается недостаточная толщина мантии проксимально с медиальной стенки и в дистальном отделе с латеральной стороны. Более того, плохо центрированный в канале компонент может быть не только окружен локально истонченной мантией, но местами просто прилегать к костным стенкам. С этой целью в современных моделях предусмотрены специальные централизаторы, которые способствуют центрированию ножки подготовленном ложе в процессе установки.

До настоящего времени точно не определена оптимальная толщина цементной мантии. Расчеты методом конечных элементов показали, что при толщине костного цемента более 2,5 мм существенно снижается нагрузка на окружающие ткани. Исследования, выполненные при аутопсии, выявили, что переломы цементной мантии наблюдались редко при ее толщине более 2 мм. Таким образом, на сегодняшний день принято, что величина цементной прослойки между костной тканью и ножкой протеза должна быть не менее 2 мм.

ПОКАЗАНИЯ

Отличные клинические результаты в сочетании с хорошими показателями выживаемости и относительно низкой стоимостью цементных имплантатов заставляют рассматривать их, как конструкции выбора во многих случаях. Цементная фиксация бедренного компонента, вероятно, не так зависит от качества кости и геометрии канала как бесцементная, поэтому она применима в большинстве клинических ситуаций. Однако, при определенной геометрии бедренного канала использование цементных ножек более целесообразно, тогда как в других, случаях более подходящими являются компоненты бесцементной фиксации.

Несомненно, что чаще возникают проблемы с цементными бедренными компонентами у относительно молодых пациентов и у людей с избыточным весом.

В настоящее время, большинство хирургов предпочитают использовать цементные бедренные компоненты для старших, малоактивных пациентов. Молодым пациентам с высокой степенью физической активности и хорошим качеством кости практически все предпочитают устанавливать эндопротезы бесцементной фиксации. Между этими двумя крайностями выбор имплантата зависит от воззрений хирурга. Для пациентов, моложе 70 лет, мы, в подавляющем большинстве случаев, применяем бесцементные ножки даже на фоне умеренно выраженного остеопороза. В более старшем возрасте, в основном, используются цементные протезы.

Разумеется, что возраст не единственный критерий, используемый в нашем учреждении при выборе имплантата.

Повседневная активность, избыточный вес, предполагаемая продолжительность жизни, наличие и выраженность сопутствующей патологии и, наконец, геометрия костномозгового канала и качество кости служат критериями при выборе имплантат и способа его фиксации. Удовлетворительное качество кости с плотной трабекулярной структурой и толстыми кортикальными стенками настраивает на применение бедренного компонента бесцементной фиксации, и, наоборот, при выраженных остеопоротических изменениях метод выбора – цементное эндопротезирование.

Учитывая особенности геометрии костномозгового канала, у пациентав с индексом бедренного расширения Dorr (см. рис 3.3) более 4,7 (форма "бутылки шампанского") мы стараемся использовать бесцементный имплантат. С другой стороны, для пациентов с плохим качеством кости и индексом расширения Dorr мене 3-х (форма "дымовой трубы"), мы стремимся применить цементную фиксацию [Dorr LD. 1985]. Впрочем, Kobayashi с соавторами показали, что цементные компоненты Charnley демонстрируют более низкую степень выживаемости при форме канала, типа «печной трубы», но возможно, что эта форма канала может быть еще более неблагоприятной для ножки бесцементной фиксации [Kobayashi S, Eftekhar NS, Terayama K, Joshi RP 1997].

РЕЗУЛЬТАТЫ

Любое усовершенствование дизайна эндопротеза и методики его имплантации по логике должны привести к улучшению клинических исходов. Однако многочисленные сообщения о результатах клинического применения вновь разработанных и усовершенствованных моделей, позволяют сделать вывод, что не все эти изменения оказываются полезными. Соответственно прежде, чем внедрять в широкую клиническую практику новые имплантаты они должны быть тщательно и всесторонне исследованы.

Сообщения о результатах использования различных цементных бедренных компонентов при эндопротезировании тазобедренного сустава содержат очень противоречивые сведения. Опубликованные результаты могут зависеть от состава группы пациентов, типа имплантированного эндопротеза, хирургического доступа и техники цементирования, хирурга и бригады, выполняющей операцию, интерпретации результатов и сроков наблюдения [Beckenbaugh RD, Ilstrup D 1978; Brady LP, McCutchen JW 1986; Eftekhar NS 1987; Eskelinen A, Remes V, Helenius I, Pulkkinen P, Nevalainen J, Paavolainen P. 2005, 2006; Harris WH, McCarthy JC Jr, O'Neil DA 1982; Harris WH, McGann WA 1986; Havelin LI, Espehaug B, Vollset SE, Engesaeter LB 1995; Havelin LI, Engesaeter LB, Espehaug B, Furnes O, Lie SA, Vollset SE 2000; Kavanagh BF, Wallrichs S, Dewitz M, et al 1994; Keller JC, Lautenschlager EP, Marshall GW, Mayer PR Jr 1980; Manley MT, Stern LS, Gurtowski J, Dee R 1983; Miller J, Burke DL, Stachiewicz JW, et al 1978; Neumann L, Freund KG, S0renson KH 1994; Noble PC, Alexander JW, Lindahl LJ, et al 1986; Pacheco V, Shelley P, Wroblewski BM 1988; Pilliar RM, Bratina WJ, Blackwell R 1977; Ranawat CS, Atkinson RE, Salvati EA, Wilson PD Jr 1984; Rey RM, Paiement GD, McGann WM, et al 1987; Robinson RP, Lovell TP, Green TM, Bailey GA 1989; Sanchez-Sotelo J, Berry DJ, Harmsen WS 2002; Schmalzried TP, Harris WH 1993; Stauffer RN 1990; Weber BG 1988; Wright TM, Treat PS 1979; Wroblewski BM, Siney PD 1993]. 

Огромное значение в определении показателей выживаемости» имеет демографический фактор, многими исследователями показано увеличение частоты неудач при цементной фиксации бедренных компонентов у пациентов молодого возраста [Dorr LD, Kane TJ 3rd, Conaty JP.1994; Havelin LI, Engesaeter LB, Espehaug B, Furnes O, Lie SA, Vollset SE. 2000; Jaffe W 1993; Rey RM, Paiement GD, McGann WM, et al 1987; Schmalzried TP, Kwong LM, Jasty M, et al 1992; Shepard MF, Kabo JM, Lieberman JR 2000]. Dorr L.D. с соавторами в исследовании пациентов младше 45 лет после цементого эндопротезирования зарегистрировал удовлетворительные результаты через 16 лет лишь у 27% больных, в сравнении с 78% через 4,5 года и с 58% через 9 лет. Уровень ревизий в сроки 16 лет составил 82% у пациентов, которым на момент операции было менее 30 лет и 56% в более старшей возрастной группе [Dorr LD, Kane TJ 3rd, Conaty JP.1994].

Аналогично возрастной зависимости, высокий уровень нестабильности цементных ножек коррелировал с избыточным весом и более высокой степенью двигательной активности пациентов[Jaffe W1993; Shepard MF, Kabo JM, Lieberman JR 2000].

На частоту неудач может оказывать заболевание, которое послужило причиной эндопротезирования: асептический некроз головки бедра и посттравматический артроз были связаны с более высоким уровнем асептического расшатывания, тогда как при полисуставной форме ревматоидного артрита неудачи встречались реже [Kavanagh BF, Dewitz MA, Ilstrup DM, et al 1989].

Влияют на показатели выживаемости и технические факторы, включающие размер ножки и ее позицию, а так же качество цементной мантии.

Слишком большие и чрезмерно маленькие имплантаты, в пропорции к бедренному каналу пациента, являются фактором риска ранней неудачи [Jasty M, Estok D, Harris WH 1993]. Чрезмерно большой протез не позволяет сформировать адекватную мантию цемента, ведет к ее перегрузке и возможным переломам цемента. Слишком маленькие компоненты ведут к образованию очень толстой мантии, которая будет плохо передавать нагрузку на кость, кроме того маленькие ножки обладают плохой ротационной устойчивостью. Оптимальная толщина мантии цемента – 2 - 3 мм [Estak OM 1994].

Значение правильного позиционирования ножки для повышения выживаемости бесспорно, большинство авторов считает, что желательно обеспечить нейтральное положение [Eftekhar NS 1987]. Есть данные, что крайне неблагоприятна варусная позиция бедренного компонента [Dunn AW, Hamilton LR 1986; Ranawat CS, Atkinson RE, Salvati EA, Wilson PD Jr 1984; Stauffer RN 1990]. Вальгусную позицию раньше считали выгодной, однако теперь есть данные о ее неблагоприятных последствиях [Pavlov PW 1987].

Вероятно, отрицательное влияние на выживаемость неправильной позиции ножки заключается в изменении нормальной биомеханики сустава с перегрузкой отдельных участков кости и локального истончения цементной мантии.

Очень важным параметром для долгосрочной успешной работы бедренного компонента является качество цементной мантии и надежность фиксации цемента к окружающей кости. Harris со своими сотрудниками продемонстрировали значение оптимизации цементной техники. Разбив на категории качество изначальной цементной мантии, полученной после тотального эндопротезирования тазобедренного сустава, и проанализировав их, они заключили, что этот показатель позволяет оценить вероятность асептического расшатывания в будущем [Bragdon CR, Biggs S, Mulroy WF, et al 1994]. Соответственно хирургические меры, принятые, для оптимизации качества цементной мантии могут привести к лучшим показателям выживаемости цементных ножек.

Результаты цементного эндопротезирования рассматриваются по трем поколениям. В первом поколении тотального эндопротезирования тазобедренного сустава использовались ножки, изготовленные не из самых высококачественных сплавов и имеющие в своем дизайне острые и узкие медиальные грани. Цемент внедрялся в бедренный канал руками, никаких пробок для дистального блокирования канала не применялось. Второе поколение подразумевает применение бедренных компонентов с округлыми широкими краями, выполненных из наиболее качественных сплавов в сочетании с усовершенствованной техникой цементирования. Канал блокировался пробкой и цемент вводился ретроградным способом с помощью пистолета. В третьем поколении цементного эндопротезирования начали осуществлять вакуумное смешивание цемента или его центрифугирование для уменьшения пористости. В некоторых моделях эндопротезов стали производить обработку поверхности ножки для улучшения сцепления на границе метал-цемент и во многих новых моделях стали использовать проксимальные и/или дистальные централизаторы для формирования равномерной однородной мантии. Разумеется, что не все наблюдения в пределах одного поколения абсолютно эквивалентны, поскольку иногда речь идет о принципиально разных дизайнах ножек.

Результаты использования эндопротезов и цементной техники первого поколения: тотальное эндопротезирование тазобедренного сустава по Charnley

Дизайн тотального эндопротеза тазобедренного сустава и техника цементирования, предложенные сэром Джоном Чарнли остаются «золотым стандартом», с которым сравниваются все прочие. Berry с соавторами произвели обзор 25-летних результатов применения этого эндопротеза в Клиники Мейо [Berry DJ, Harmsen WS, Cabanela ME, Morrey BF 2002]. С марта 1969 по сентябрь 1971 года было выполнено две тысячи последовательных первичных эндопротезирований по Charnley. Бедренный компонент представлял из себя моноблок из нержавеющей стали с гладкой поверхностью и головкой диаметром 22.225 мм. Средний возраст пациентов составил 63,5 года. Показанием к эндопротезированию в 82% был остеоартрит. Из 2000 пациентов 97% наблюдались, по крайней мере, в течение 25 лет или до ревизии, или до смерти. Самый долгий период наблюдения составил 28,4 года. Общая «выживаемость» данного эндопротеза была 80,9%. «Выживаемость» до ревизии по поводу асептического расшатывания за 25 летний период была еще выше – 89,8% (см. Таблицу 4-2) [Morrey BF. 2003]. В целом частота асептического расшатывания была сходной и для вертлужных, и для бедренных компонентов. Однако в первые пятнадцать лет чаще ревизовались бедренные компоненты, а за последующие 10 лет увеличилась частота ревизий вертлужных компонентов. Частота ревизий по поводу асептического расшатывания была почти в два раза выше у мужчин.

Таблица 4.2

Выживаемость 2000 эндопротезов

Самым важным фактором, влияющим на долговечность эндопротеза был возраст (Таблица 4-3). Neuman с соавторами также сообщил о 88,3% 20-летней вероятности выживания у пациентов, моложе 55 лет, и 89,3% – для пациентов старше 55 лет [Neumann L, Freund KG, Sorenson KH 1994].

Callaghan с соавторами опубликовал 25-летн