Пары трения эндопротезов тазобедренных суставов
Образование:
В 2007 году окончил с отличием Северный Государственный Медицинский Университет в г. Архангельске.
С 2007 по 2009 г. проходил обучение в клинической ординатуре и заочной аспирантуре на кафедре травматологии, ортопедии и ВПХ Ярославской Государственной Медицинской Академии на базе больницы скорой медицинской помощи им. Н.В. Соловьева.
В 2010 году защитил диссертацию на соискание ученой степени кандидата медицинских наук на тему «Лечебная иммобилизация открытых переломов бедренной кости». Научный руководитель — д.м.н., профессор В.В. Ключевский.
Профессиональная деятельность:
С 2010 по 2011 год работал врачом травматологом-ортопедом в ФГУ «2 Центральный Военный Клинический Госпиталь им. П.В. Мандрыка».
С 2011 года работает в клинике травматологии, ортопедии и патологии суставов Первого Московского Государственного Медицинского Университета им. И.М. Сеченова (Сеченовского Университета), являясь доцентом кафедры травматологии, ортопедии и хирургии катастроф.
Ведет активную научную работу.
Автор 76 научных работ, из них 35 — в рецензируемых журналах ВАК и Scopus. Имеет 2 патента на изобретения и полезные модели.
Стажировки:
15-16 апреля 2008 года АО курс «AO Symposium Pelvic Fractures».
28-29 апреля 2011 года — 6-й образовательный курс «Проблемы лечения часто встречающихся переломов костей нижних конечностей», Москва, ГУ МОНИКИ им. М.Ф. Владимирского.
6 октября 2012 года — Атромост 2012 «Современные технологии в артроскопии, спортивной травматологии и ортопедии».
2012 год – обучающий курс по эндопротезированию коленного сустава, prof. Dr. Henrik Schroeder-Boersch (Германия), Куропаткин Г.В. (Самара), г. Екатеринбург.
24-25 февраля 2013 года — обучающий курс «Принципы тотального эндопротезирования тазобедренного сустава», ФГБУ «РНИИТО им. Р.Р. Вредена» Минздрава России, г. Санкт-Петербург.
26-27 февраля 2013 года – обучающий курс «Основы тотального эндопротезирования тазобедренного сустава», ФГБУ «РНИИТО им. Р.Р. Вредена» Минздрава России, г. Санкт-Петербург.
18 февраля 2014 года – практикум по ортопедической хирургии «Эндопротезирование коленного и тазобедренного суставов», Dr. Patrick Mouret, Klinikum Frankfurt Hoechst, Germany.
28-29 ноября 2014 года — обучающий курс по эндопротезированию коленного сустава. Профессор Корнилов Н.Н. (РНИИТО им. Р.Р. Вредена, г. Санкт-Петербург), Куропаткин Г.В., Седова О.Н. (г. Самара), Каминский А.В. (г. Курган). Тема «Курс по балансу связок при первичном эндопротезировании коленного сустава», Морфологический центр, г. Екатеринбург.
28 ноября 2015 года — Артромост 2015 «Современные технологии в артроскопии. спортивной травматологии, ортопедии и реабилитации».
23-24 мая 2016 года — конгресс «Медицина чрезвычайных ситуаций. Современные технологии в травматологии и ортопедии, обучение и подготовка врачей».
19 мая 2017 года — II Конгресс «Медицина чрезвычайных ситуаций. Современные технологии в травматологии и ортопедии».
24-25 мая 2018 года — III Конгрессе «Медицина чрезвычайных ситуаций. Современные технологии в травматологии и ортопедии».
Ежегодная научно-практическая конференция с международным участием «Вреденовские чтения — 2017» (21 — 23 сентября 2017 года).
Ежегодная научно-практическая конференция с международным участием «Вреденовские чтения — 2018» (27-29 сентября 2018 года).
2–3 ноября 2018 года в Москве («Крокус Экспо», 3-й павильон, 4-й этаж, 20-й зал) конференция «ТРАВМА 2018: Мультидисциплинарный подход».
Ассоциативный член Международного общества ортопедической хирургии и травматологии (SICOT — фр. Société Internationale de Chirurgie Orthopédique et de Traumatologie; англ. — International Society of Orthopaedic Surgery and Traumatology). Общество основано в 1929 году.
В 2015 году отмечен благодарностью ректора за личный вклад в развитие университета.
С 2015 по 2018 гг. являлся соискателем кафедры травматологии, ортопедии и хирургии катастроф лечебного факультета Сеченовского Университета, где изучал проблему эндопротезирования коленного сустава. Тема диссертационной работы на соискание ученой степени доктора медицинских наук: «Биомеханическое обоснование эндопротезирования коленного сустава при структурно-функциональных нарушениях» (научный консультатнт, д.м.н., профессор Кавалерский Г.М.)
Защита диссертационной работы состоялась 17 сентября 2018 года в диссертационном совете Д.208.040.11 (ФГАОУ ВО Первый Московский государственный медицинский университет имени И.М. Сеченова Минздрава России (Сеченовский Университет), 119991, Москва, ул. Трубецкая, д.8, строение 2). Официальные оппоненты: д.м.н., профессора Королев А.В., Брижань Л.К., Лазишвили Г.Д.
Является врачом высшей квалификационной категории.
Научные и практические интересы: эндопротезирование крупных суставов, артроскопия крупных суставов, консервативное и оперативное лечение травм опорно-двигательного аппарата.
Источник
- Общие сведения
- Пара трения полиэтилен — металл
- Пара трения металл — металл
- Пара трения керамика — керамика
- Какая пара трения лучше?
Общие сведения
Любой движущийся механизм подвержен износу. Эндопротезы суставов — не исключение. Во время ходьбы пациента головка эндопротеза постоянно трется о вертлужный компонент («чашку»), отделяя от него микроскопические частицы материала.
Это нормальный процесс старения искусственного сустава, полностью избавиться от которого пока невозможно. Скорость износа эндопротеза напрямую зависит от материалов, из которых изготовлены головка и чашка. Сочетание этих материалов именуется «парой трения» эндопротеза.
Сегодня при производстве искусственных суставов применяют разнообразные металлические сплавы, пластик (полиэтилен), а также керамику в различных комбинациях. Рассмотрим подробнее пары трения современных эндопротезов и узнаем их преимущества и недостатки.
Скорость износа эндопротеза сустава максимальна для пары трения «стандартный полиэтилен-металл» и минимальна для полностью керамической пары трения. Данные на схеме приблизительные. Реальная скорость износа зависит также от массы пациента и его уровня физической активности.
Пара трения полиэтилен — металл
Это самая распространенная на сегодняшний день пара трения. По данным авторитетнейшего Шведского регистра артропластики, на ее долю приходится порядка 80% операций по эндопротезированию тазобедренного сустава.
В такой паре трения, головка эндопротеза металлическая. Обычно это сплав кобальта и хрома. Вертлужный компонент (или его вкладыш) изготавливается из пластика, а точнее сверхвысокомолекулярного полиэтилена высокой плотности (UHMWPE — ultra-high molecular weight polyethylene).
Данный пластик бывает двух разновидностей:
- стандартный полиэтилен (conventional PE)
- сшитый полиэтилен (cross-linked PE)
Скорость износа стандартного полиэтилена в среднем равна 200 микронам в год, сшитого — 20 микронам в год. Таким образом, за 15 лет эксплуатации будет утрачено около 3 мм толщины чашки для стандартного полиэтилена и около 0,3 мм — сшитого. Как видим, износ сшитого полиэтилена примерно в 10 раз меньше.
Так выглядит изношенный полиэтиленовый лайнер на рентгенограмме. Синие стрелки показывают его толщину в наиболее (вверху) и наименее (внизу) нагружаемых частях.
Однако, что плохого в том, что за 15 лет службы чашка протрется на 3 мм? Ведь ее толщина, как правило, не менее 7 мм и остается хороший запас еще лет на 15…
Проблема в том, что долговечность эндопротеза не равна сроку полного износа чашки.
Частицы пластика (тот самый «песок» на картинке выше) попадают в организм пациента и запускают сложную иммунологическую реакцию. Она приводит к частичному разрушению костей, к которым закреплен сустав. Через некоторое количество лет (обычно от 10 до 20) фиксация сустава нарушается настолько, что возникает необходимость его замены. Износ чашки при этом может быть еще сравнительно небольшим.
Таким образом, чем меньше скорость износа полиэтилена, тем дольше прослужит сустав и тем позже потребуется его замена на новый.
В общем, сшитый полиэтилен, безусловно предпочтительнее стандартного, хотя и дороже его. А когда имеет смысл применять стандартный полиэтилен? В тех случаях, когда:
- ожидаемая продолжительность активной жизни пациента не превышает 15 лет
- пациент имеет небольшую массу тела и (или) ведет малоподвижный образ жизни
- пациент не в состоянии приобрести более «продвинутую» пару трения
Важное замечание. Данные о скорости износа пар трения, представленные на рисунке в начале статьи, очень приблизительные. Реальная скорость износа может быть существенно выше:
- у пациентов с избыточной массой тела
- у пациентов, занимающихся тяжелым физическим трудом
Пара трения металл — металл
В общем-то, писать тут много не придется. На картинке в начале статьи видно, что износ этой пары в 2 раза меньше, чем у сшитого полиэтилена. Казалось бы, вот он, прорыв? Увы, попытка широкого внедрения пары трения «металл — металл», которая имела место в середине нулевых годов, выявила ее серьезные недостатки.
Не буду вдаваться в медицинские и технические подробности. Если вкратце, то ионы металлов, попадая в мягкие ткани вокруг сустава, приносят больше вреда, чем «гора» полиэтиленовых опилок от стандартной пары трения «полиэтилен — металл».
В настоящее время эта пара трения практически не используется. По данным того же Шведского регистра артропластики, с 2010 года в этой стране не было произведено ни одной операции по замене тазобедренного сустава с использованием полностью металлической пары трения.
Пара трения керамика-керамика
Наиболее совершенной на сегодняшний день парой трения эндопротезов тазобедренного сустава является «керамика — керамика». Она обеспечивает минимальный износ — менее 1 микрона в год. А это всего лишь 0,02 мм за 20 лет эксплуатации!
Керамическая пара трения — наиболее совершенная на сегодняшний день. Ее использование особенно уместно у молодых и физических активных пациентов.
Именно поэтому полностью керамическая пара трения особенно уместна у молодых и физически активных пациентов. Малый темп износа позволяет таким людям сравнительно безопасно эксплуатировать эндопротез под существенными нагрузками длительное время.
Какие же у керамической пары трения недостатки?
- высокая стоимость
- очень небольшое число пациентов в определенных положениях ноги может слышать механический звук, похожий на скрип
- меньшая прочность в сравнении с другими парами трения
Последний пункт требует пояснения. Некоторые пациенты считают, что керамическая пара трения по прочности сродни керамическому цветочному горшку или тарелке. Малейшая нагрузка, прыжок или что-то подобное приведет к катастрофе — эндопротез расколется.
Керамический лайнер значительно прочнее обычной тарелки. Он не выйдет из строя даже у тучных или физически активных пациентов.
Конечно же, это не так. Современные керамические компоненты эндопротеза очень прочные и в процессе обычной физической активности расколоться не могут (даже у тучных пациентов). Со временем, на них могут появляться трещины и сколы. Однако даже в этом случае срок их службы будет гораздо больше, чем у пары трения «полиэтилен — металл».
В качестве промежуточного звена между полностью керамической парой трения и парой трения «полиэтилен — металл» выступает пара трения «полиэтилен — керамика». Ее цена ниже «керамики — керамики», а скорость износа примерно в 2 раза меньше «полиэтилена — металла».
Какая пара трения лучше?
Я рекомендую использовать пару трения «керамика — керамика» (лучше всего) или «сшитый полиэтилен — керамика» (также очень неплохо). Если же Вы не можете приобрести эндопротез с такими парами трения, то расстраиваться не стоит.
Ведь даже в наиболее развитых странах мира на более доступную пару трения «сшитый полиэтилен — металл» приходится 80% операций эндопротезирования тазобедренного сустава. Это говорит о том, что данная пара трения совсем не плохая. Просто есть более совершенные пары трения.
Представьте себе последние марки автомобилей Мерседес и Фольксваген. Автомобилисты знают, что Фольскваген — прекрасный автомобиль, на котором можно проехать десятки тысяч километров без всяких поломок. Но они также знают, что Мерседес несколько лучше. Примерно также обстоит дело и с парами трения эндопротезов…
И еще одно замечание. Не всегда существует техническая возможность использовать продвинутые пары трения. В некоторых ситуациях применяется только пара трения «полиэтилен — металл».
Дата публикации: 17.09.2019
Автор: доктор А. В. Вакуленко
Источник
Онкологический Научный Центр имени Н. Н. Блохина РАМН,
Центральный институт травматологии и ортопедии имени Н. Н. Приорова.
С. А. Ягников, В. Н. Митин, Н. С. Гаврюшенко
В эпоху эндопротезирования возник ранее неизвестный термин металлоз, означающий интенсивное засорение мягких тканей продуктами износа эндопротеза. Металлоз и нестабильность эндопротеза стали синонимами, а асептическое воспаление и металлоз — неразлучными спутниками.
Остеолиз, возникающий на периферийной части эндопротеза в позднем послеоперационном периоде, является основным осложнением тотального замещения тазобедренного сустава у человека и собаки (фото 1).
Это связано с тем, что продукты износа металла и полиэтилена, образующиеся в узле трения эндопротезов, распределяются по всей контактной поверхности кость-имплантат. Последующая реакция остеобластов на частицы износа приводит к выработке большого количества простагландинов Е2, индуцирующих активизацию остеокластов, которые в свою очередь вызывают резорбцию кости (1; 5; 6; 7; 10; 11; 12). Продукты износа — это основной промотер асептической нестабильности как бедренного, так и вертлужного компонентов эндопротеза (1; 3; 4; 5; 6; 7; 8; 9; 10; 11; 12; 13). Возрастающее давление юридических аспектов на ветеринарную практику, а также увеличивающееся число молодых животных, нуждающихся в тотальном замещении тазобедренного сустава эндопротезом, диктуют необходимость удлинения времени износа имплантата, что позволяет избежать ревизионных операций. Эксплуатационные свойства узла трения эндопротеза зависят от структуры его металла, шероховатости трущихся поверхностей и коэффициента трения. Все эти параметры могут быть выверены в условиях лаборатории. Полученные результаты позволяют прогнозировать долговечность имплантата после тотального замещения тазобедренного сустава (2; 3; 4; 6; 9).
ЦЕЛЬ И ЗАДАЧИ ИССЛЕДОВАНИЯ
Цель работы — сравнить трибологические* свойства пар трения эндопротезов тазобедренных суставов для собак, имеющихся на отечественном рынке.
Для осуществления поставленной цели необходимо:
1) Оценить шероховатость поверхностей головок и вертлужных компонентов эндопротезов.
2) Определить коэффициент трения в узле трения эндопротезов.
3) Определить линейный износ в парах трения эндопротезов.
4) Изучить структуру металла эндопротезов, механические свойства и химический состав.
МАТЕРИАЛЫ И МЕТОДЫ
Исследованию были подвергнуты 5 неразъемных эндопротезов с металл — металлической парой трения (CoCrMo/СоСгМо) по типу К.М. Сиваша Государственного экспериментального предприятия Центрального института травматологии и ортопедии им. Н.Н. Приорова (ГЭП «ЦИТО») и пять разъемных эндопротезов с металлополимерной парой трения (головка — СоСгМо/вертлужный компонент — высокомолекулярный полиэтилен) Швейцарской фирмы MATHYS (фото 2).
Определение шероховатости поверхности головок и вертлужных компонентов эндопротезов определяли на поворотном талисерфе фирмы «Тейлор-Хобсон» №112/818. Алмазная игла прибора сканировала поверхность головок и вертлужных компонентов эндопротезов и записывала информацию на бумагу с увеличением 20.000х и 50.000х (рис. 1а и 1б). По диаграмме определяли параметры шероховатости головок и вертлужных компонентов эндопротезов:
1. среднее арифметическое отклонение профиля (Ra)
2. высоту неровностей профиля по десяти точкам (Rz)
3. базовую длину шероховатости (L)
На основании параметров шероховатости поверхностей головок и вертлужных компонентов эндопротезов по таблице 1 определяли класс обработки узла трения эндопротезов.
Определение коэффициента трения проводили на универсальной испытательной машине Zwick 1464 (фото 3). При испытании использовали два датчика: датчик силы (шкала 1 кН — 1000 Н) и датчик крутящих моментов (шкала 5 Нм). Образцы закрепляли в трехкулачковые зажимы. Осевая нагрузка в узле трения составила 300 Н, что соответствует величине средней вертикальной составляющей реакции опоры тазовой конечности собаки весом 40-45 кг. Для приближения условий испытаний к реальным в пары трения эндопротезов добавляли синовиальную жидкость из суставов здоровых доноров. Скорость вращения в эксперименте — 1 Гц (один оборот в секунду).
Программировали от 50 до 150 оборотов в испытательной машине, что соответствует сроку службы эндопротеза при замещении тазобедренного сустава = от 3 до 6 лет [4].Для расчета коэффициента трения использовали формулу Н.С. Гаврюшенко.
Ктр.=Мкр./P x r, где
Ктр. — коэффициент трения
Мкр. — крутящий момент (Нм), определяется экспериментально в лаборатории на машине Zwick.
Р — нагрузка на узел трения,
R — радиус головки эндопротеза (м).
Линейный износ узлов трения эндопротезов определяли на машине фирмы «Тейлор-Хобсон», сравнивая размеры головок и вертлужных компонентов эндопротезов до и после испытания на машине Zwick. Микроскопически исследовали синовиальную жидкость на наличие продуктов износа после завершения циклических испытаний.
Металлографическое исследование головок, вертлужных компонентов и ножек эндопротезов проводили по стандартной методике. Образцы подвергали тонкой шлифовке наждачной бумагой различных номеров и окончательной электрополировке в растворе следующего состава: 20% хлорной кислоты (НСЮ4, плотность 1,6 г/см3), 80% уксусной кислоты (СНЗСООН, плотность 1 г/см3). Использовали катод из аустенитной** нержавеющей стали, напряжение на электроде 50 — 60 В. Электрополировку проводили в стеклянном водоохлажденном сосуде. Химическое травление для выявления структуры проводили в растворе: 40 мл Н2О+480 мл HCI+48 г CuCI2. Для исследования микроструктуры использовали оптический микроскоп Neofot-21 (Karl Zeiss, Германия), максимальное увеличение 1000″.
Механические свойства узлов трения эндопротезов (предел текучести, предел прочности, относительное удлинение на разрыв) определяли на универсальной испытательной машине Zwick.
Химический состав металлов отечественных и импортных эндопротезов получен из конструкторских подразделений предприятий — изготовителей.
РЕЗУЛЬТАТЫ ИССЛЕДОВАНИЯ
Параметры шероховатости головок и вертлужных компонентов эндопротезов ГЭП «ЦИТО» имели следующие средние значения:
1. среднее арифметическое отклонение профиля (Ra) — 0,32 мкм
2. высота неровностей профиля по десяти точкам (Rz) -1,47 мкм
3. базовая длина шероховатости (L) — 0,25 мм, что соответствует 9 классу обработки трущихся поверхностей имплантатов.
Эндопротезы фирмы MATHYS имели 12 класс обработки имплантата. Параметры шероховатости головок и вертлужных компонентов имели следующие средние значения:
1. среднее арифметическое отклонение профиля (Ra) — 0,020 мкм
2. высота неровностей профиля по десяти точкам (Rz) — 0,100 мкм
3. базовая длина шероховатости (L) — 0,09 мм
Значения крутящего момента эндопротезов ГЭП «ЦИТО» находились в пределах 1,2- 1,4 (среднее значение — 1,33) Нм, в протезах фирмы MATHYS 0,7 — 0,8 (0,78) Нм. При введении в узлы трения эндопротезов синовиальной жидкости крутящий момент снизился в среднем до 0,59 (0,52 — 0,65) и 0,56 (0,52- 0,62), соответственно (табл. 2).
Коэффициент трения, рассчитанный по формуле Н.С. Гаврюшенко, в протезах ГЭП ЦИТО при сухом трении имел значения от 0,8 до 0,93 (0,89), а при введении в узел трения синовиальной жидкости от 0,35 до 0,43 (0,39). В эндопротезах фирмы MATHYS 0,32 (от 0,29 до 0,37) при сухом трении и 0,23 (0,22-0,26) при добавлении синовиальной жидкости (табл. 2).
Ежегодный линейный износ в метало — полимерной паре трения эндопротезов фирмы MATHYS составил 0,1 — 0,2 мм/год за счет износа высокомолекулярного полиэтилена. Цвет синовиальной жидкости не изменился после циклических испытаний. Микроскопически в ней не обнаружены продукты износа.
В паре трения металл — металлических эндопротезов ГЭП «ЦИТО» линейный износ составил 0,4 — 0,7 мм/год (разрушение головки и вертлужного компонентов). Отмечено, что в металл — металлической паре трения ежегодный линейный износ снижался при увеличении срока службы эндопротезов. Синовиальная жидкость после циклических испытаний имела насыщенно-черный цвет (фото 4). Микроскопически в синовиальной жидкости выявлены продукты износа узла трения имплантата.
Металлографические исследования эндопротезов ГЭП «ЦИТО» показали, что поверхностный слой головок и вкладыши вертлужных компонентов изготовлены из литого сплава CoCrMo (ISO 5832/4), имеют неравновесную дендритную структуру. В структуре четко выявляется эвтектический*** карбид (преимущественно хрома) размером до 12-20 мкм (фото 5). Основа вертлужного компонента эндопротеза, шейка и ножка изготовлены из титанового сплава ВТ 6 (фото 6).
Бедренные компоненты эндопротезов фирмы MATHYS (головка, шейка, ножка) изготовлены из деформируемого кованного сплава CoCrMo (ISO 5832/6), который имеет однофазную структуру, представленную равноостными зернами альфа-кобальта, имеющего гранецентрическую гексагональную решетку. В структуре металла выявляются равномерно распределенные мельчайшие зерна карбида М23С6 и М7СЗ. Их размеры составляют 2 — 3 мкм (фото 7). Вертлужный компонент изготовлен из высокомолекулярного полиэтилена.
Механические свойства кобальтовых сплавов, используемых для изготовления эндопротезов, представлены в таблице 3.
Химический состав комохромовых сплавов, используемых для производства эндопротезов, представлен в таблице 4.
ОБСУЖДЕНИЕ
Металлографические исследования показали, что структура металла, используемого для изготовления швейцарских эндопротезов, достигается вакуумной плавкой с последующей «ковкой» металла — прессацией. Однородная мелкозернистая структура металла представлена СоСгМо матрицей с равномерно инкорпорированными карбидами высокой прочности. Такое распределение мельчайших карбидов (2-3 мкм), достигаемое данной технологией, и структура металла позволяют снизить шероховатость при обработке трущихся поверхностей узла трения. Мельчайшие карбиды не выкрашиваются при обработке трущихся поверхностей и создают единую, ровную, прочную поверхность с матрицей, состоящей из СоСrМо.
Эндопротезы ГЭП ЦИТО изготовлены из литьевого комохрома. Неравномерное распределение карбидов-«гигантов» (12 -20 мкм) в матрице приводит к их «выкрашиванию» при шлифовке поверхностей. Выпавшие из матрикса карбиды оставляют лунки. Дальнейшая шлифовка приводит к сглаживанию лунок, но на поверхности появляются другие карбиды, которые повторяют неровность трущейся поверхности. Прочность карбида в несколько раз превосходит прочность матрицы.
Наличие карбидов-«гигантов» не позволяет выполнить шлифовку поверхности с низкими параметрами шероховатости, что определяет невысокий класс обработки узла трения эндопротезов ГЭП «ЦИТО». Значения момента кручения и коэффициента трения показали зависимость этих параметров от класса шлифовки поверхностей узлов трения эндопротезов.
Эндопротезы тазобедренного сустава ГЭП «ЦИТО» в условиях сухого трения имели высокую степень сопротивления движению, что подтверждается высоким крутящим моментом (1,33 Нм) и коэффициентом трения (0,89). При добавлении в узел трения синовиальной жидкости указанные величины снизились на 44,4% и 43,8% соответственно.
Металло-полимерные эндопротезы фирмы MATHYS в условиях сухого и влажного трения имели меньшую по сравнению с металлическими эндопротезами ГЭП «ЦИТО» степень сопротивления движению. В условиях сухого трения крутящий момент был на 70,5 % ниже, чем в эндопротезах отечественного производства, а коэффициент трения на 178 %. При добавлении в узел трения синовиальной жидкости разница между имплантатами составила 5 и 69,6% соответственно.
Резкое снижение момента кручения и, как следствие, коэффициента трения в эндопротезах ГЭП «ЦИТО» при добавлении в узел трения синовиальной жидкости, вызвано её смазывающими свойствами, достаточным проникновением и равномерным распространением синовиальной жидкости между трущимися поверхностями узла трения. Отсутствие данного эффекта у импортных эндопротезов, на наш взгляд, является следствием минимального зазора между трущимися поверхностями головки и вертлужного компонентов эндопротеза. Трущиеся поверхности по этой причине не полностью разделяются смазкой и находятся в контакте.
Линейный износ трущихся поверхностей эндопротеза зависит от параметров шероховатости и коэффициента трения. Повышенный износ в паре трения металл-металлического эндопротеза ГЭП «ЦИТО» обусловлен низким классом шлифовки трущихся поверхностей и высоким коэффициентом трения (фото 8). Карбиды-«гиганты» в узле трения эндопротеза как алмаз стеклореза, ведомый по стеклу, приводят к разрушению матрицы головки и вертлужного компонента эндопротеза. Частицы износа (карбиды, металл) в узле трения эндопротеза продолжают разрушающее действие. Малый диаметр головки эндопротеза (10мм) обуславливает более высокое давление на единицу поверхности вертлужного компонента, что также способствует увеличению коэффициента трения и линейному износу.
Постепенное снижение износа в паре трения металл-металлического эндопротеза, по-видимому, происходит за счет прослойки, напоминающей «смазку шрус», которая образуется при смешивании частиц металла и синовиальной жидкости. Микроскопическое исследование изменившей цвет синовиальной жидкости показало наличие в ней продуктов износа. Морфологические исследования in vivo подтвердили наличие продуктов износа в полости капсулы сустава и периартикулярных тканях.
В эндопротезах фирмы MATHYS линейный износ отмечен в вертлужном компоненте эндопротеза, изготовленном из сверхвысокомолекулярного полиэтилена.
Виновником износа является стеарат кальция, который выкрашивается из полиэтилена, оставляя мельчайшие воронки. При микроскопическом исследовании синовиальной жидкости продукты износа в ней не выявлены. Однако морфологические исследования детрита из полости капсулы эндопротеза in vivo выявили наличие металлических частиц.
Частицы износа эндопротезов не остаются в капсуле сустава. Мельчайшие частицы металлов обнаруживаются не только в периартикулярных мышцах, бедренной кости, костном цементе, но и во внутренних органах. Исследования в гуманитарной медицине показали, что концентрация кобальта и хрома в легких, почках, печени и селезенке человека с эндопротезом тазобедренного сустава была в 50 раз выше нормы (10; 11).
Механические и физические свойства комохрома отечественного и импортного производства, представленные в таблице № 3, обусловлены химическим составом сплавов (табл. 4) и технологией производства. Повышение предела текучести и относительного удлинения при разрыве в комохроме импортного производства обусловлено высоким процентным содержанием никеля (Ni). Низкое содержание углерода в швейцарском комохроме должно было сказаться на пределе прочности имплантата и уменьшении его износостойкости. Компенсировали этот недостаток карбиды Сг и Мо, равномерно инкорпорированные в матрикс. Предел прочности швейцарского комохрома составил 1160 МПа. Комохром ГЭП «ЦИТО» с более высоким содержанием углерода показал меньшую износостойкость и предел прочности (700 МПа). Более низкие механические параметры и физические свойства отечественного комохрома обусловлены несовершенной технологией производства металла, неравномерным распределением карбидов-«гигантов», древоподобной структурой металла, наличием пустотелых пор.
ЗАКЛЮЧЕНИЕ
Лабораторные моделирующие исследования по определению коэффициента трения и линейного износа в узле трения эндопротезов тазобедренного сустава для собак достаточно четко указывают на преимущество имплантатов швейцарской фирмы MATHYS.
Трибологические свойства узла трения эндопротезов зависят от технологии производства и структуры металла, которые определяют качество шлифовки трущихся поверхностей имплантата, коэффициент трения и линейный износ.
Металлоз периартикулярных тканей, вызванный продуктами износа, гораздо выше у собак с имплантатами ГЭП «ЦИТО».
Морфологические исследования периартикулярных тканей у собак с двумя типами эндопротезов соотносятся с результатами анализа лабораторного моделирования, что дает основание предполагать о более высокой вероятности развития асептической нестабильности при имплантировании эндопротезов ГЭП «ЦИТО».
Авторы выражают благодарность за консультации при написании статьи член — корреспонденту РАН, доктору технических наук, профессору, заведующему кафедрой «Материаловедения и технологии обработки материалов» Российского государственного технологического университета им. К.Э. Циолковского (МАТИ) А. А. Ильину и ученому секретарю Российского государственного технологического университета им. К. Э. Циолковского (МАТИ), кандидату технических наук С. В. Скворцовой.
———————————
*Трибология (греч. Tribien, тереть; logos, учение) [англ. tribology]. Учение о трении и износе (в патологии суставов). В техническом понимании — это научная дисциплина, занимающаяся изучением трения и износа узлов машин и механизмов в присутствии смазочных материалов.
**Аустенит (от имени англ. металлурга У. Робертса-Остена, W. Roberts-Austen; 1843-1902), структурная составляющая железоуглеродистых сплавов — твердый раствор углерода (до 20%), а также лигирующих элементов в гамма-железе. В углеродистых сталях и чугунах устойчив выше 723° С.
***Эвтектика (гр. Eutektos — легко плавящийся), жидкая фаза (расплав), находящаяся в равновесии с двумя или более твердыми фазами. Температура кристаллизации Э. называется эвтектической точкой. Продукт кристаллизации жидкой Э. — твердая Э., высокодисперсная смесь нескольких твердых фаз того же состава, что и у жидкой Э.
ЛИТЕРАТУРА
1. Бушор Ф.: Асептическое расшатывание и износ эндопротеза./ Симпозиум «Эндопротезирование тазобедренного сустава. Рациональный подход». Москва 2000г.
2. Гаврюшенко Н. С.: Классификация эндопротезов тазобедренного сустава по качеству узла трения./ Материалы Конгресса травматологов и ортопедов России с международным участием. Ярославль 1999г., стр. 101-102.
3. Гаврюшенко Н. С.: Новые материалы и возможности создания износостойких узлов трения эндопротезов тазобедренного сустава./ Симпозиум с международным участием Эндопротезирование крупных суставов. Москва 2000 г., стр. 15-23.
4. Гаврюшенко Н. С.: Докторская диссертация. Москва. 2001 г.
5. Машков В. М., Городний И. П., Эпштейн Г. Г.: Асептическая нестабильность после тотального эндопротезирования тазобедренного сустава./ Симпозиум с международным участием Эндопротезирование крупных суставов. Москва 2000 г., стр.64-65.
6. Фокин В. А.: Пары трения для тотальных эндопротезов тазобедренного сустава и проблема износа./Журнал Margo Anterior№4, 2000г., стр. 1-5
7. Шерепо К. М.: Асептическая нестабильность при тотальном эндопротезировании сустава./ Докторская диссертация, 1990 год, Москва.
8. Шерепо К. М.: Результаты апробации в экспериментах новых эндопротезов тазобедренного сустава./ Материалы Конгресса травматологов и ортопедов России с международным участием. Ярославль 1999