• Хирургам приходится сталкиваться с многочисленными анатомическими вариантами, которые зависят от пола, географического региона или наличия определенных заболеваний.
• Хирургам приходится либо адаптировать хирургическую технику и (или) изменять положение имплантата с учетом анатомических особенностей либо использовать индивидуальные конструкции.
• Установка имплантата должна быть точной, поскольку ошибки позиционирования компонентов эндопротеза могут привести к изменению важных биомеханических параметров и тем самым поставить под угрозу результат лечения.
• Более глубокое понимание динамики и функции суставных структур и взаимодействия бедренного и вертлужного компонентов эндопротеза позволит улучшить результат эндопротезирования тазобедренного сустава и будет способствовать дальнейшим нововведениям.
Тотальное и поверхностное эндопротезирование тазобедренного сустава (ПЭТС) позволяет получить хороший и устойчивый результат. Этот успех стал возможным благодаря достижениям в области материалов и инженерных решений, а также благодаря углублению знаний об анатомии и биомеханике суставов. Успешное выполнение эндопротезирования тазобедренного сустава требует хорошего знания анатомии и биомеханики. В этой и последующей статье на сайте мы рассмотрим эти важные вопросы.
С тех пор как Этьен-Жюль Маре (Etienne-Jules Магеу) изобрел хронофотографию, которая позволила запечатлеть движения человека, наши знания о ходьбе существенно углубились. Технологические достижения (инфракрасные камеры, электромиографы и динамометрические платформы) позволили нам не только лучше понять вопросы локомоции человека, но и изучить эффекты, которые возникают после оперативных вмешательств.
Важность биомеханики тазобедренного сустава становится все более очевидной с появлением лабораторий анализа походки, которые позволяют получить более точное и в то же время более сложное представление о функции тазобедренного сустава in vivo.
а) Кинематика. Тазобедренный сустав относится к шаровидным и позволяет выполнять движения в трех плоскостях: сагиттальной, фронтальной и горизонтальной. Однако некоторые авторы описывают форму головки бедренной кости как конхоидальную или эллипсоидную. Такая форма снижает вероятность подвывиха в суставе (в сравнении с истинным шаровидным суставом). Более того, такая форма позволяет создать более оптимальную нагрузку по величине и распределению.
Подковообразная форма ацетабулярного хряща также способствует более оптимальному распределению контактных нагрузок. Таким образом, знание этих анатомических особенностей позволяет нам понять, что основная проблема сферических эндопротезов касается обеспечения подвижности при сохранении стабильности.
В сагиттальной плоскости возможен наибольший объем пассивных движений: средний угол сгибания может достигать 100° (при разогнутой голени) и 140° (при согнутой голени, то есть при расслаблении мышц задней поверхности бедра). Угол разгибания составляет 15—20°. Во фронтальной плоскости совершается отведение (10—45°) и приведение (10—30°) бедра. Угол наружной ротации достигает 60°, а внутренней ротации — 30°.
При согнутом бедре эти значения могут увеличиваться из-за расслабления мягких тканей (наружная ротация может достигать 90°, а внутренняя — 60°). Тем не менее эти значения весьма индивидуальны. Объем движений в тазобедренном суставе зависит от пола, возраста, индивидуальных анатомических особенностей (шеечно-диафизарный угол, офсет шейки бедренной кости, угол версии вертлужной впадины и т.д.) и уровня физической активности.
Например, при coxa valga максимальный угол отведения больше, чем при coxa vara, поскольку контакт между шейкой бедренной кости и суставной губой наступает позже.
Хирург-ортопед должен знать значения амплитуды движений в тазобедренном суставе при выполнении повседневных задач. Например, завязывание шнурков (стопа на полу) требует сгибания бедра до 125°, наружной ротации до 19° и отведения до 15°; подъем по лестнице требует сгибания бедра до 70°, а спуск — до 35°. Походка является характерной особенностью человека и представляет собой последовательность состояний равновесия, которая намного сложнее, чем может показаться на первый взгляд. При измерении в сагиттальной плоскости (рис. 1) видно, что максимальное сгибание ноги в тазобедренном суставе (35—45°) наблюдается в конце фазы переноса, при выносе конечности перед касанием опоры пяткой.
Рисунок 1. Движения бедра в трех плоскостях в течение нормального цикла ходьбы. Красной вертикальной линией обозначен момент касания опоры пяткой, зеленой вертикальной линией — момент отрыва пальцев от опоры. Фаза опоры — А; фаза переноса конечности — В
Затем, при движении тела вперед, происходит разгибание бедра, при этом максимальный угол разгибания наблюдается в момент отрыва пятки от опоры. Помимо этого, происходят движения во фронтальной и горизонтальной плоскостях. В фазу переноса конечности происходит отведение бедра, которое достигает максимума сразу после отрыва пальцев от опоры. При контакте пятки с опорой начинается приведение бедра, которое сохраняется в течение всей фазы опоры. В фазу переноса конечности бедро ротируется кнаружи. Для того чтобы обеспечить правильный угол постановки стопы, происходит внутренняя ротация бедра, которая постепенно уменьшается по мере движения противоположной ноги вперед.
Во время ходьбы следует также учитывать движения таза (в сагиттальной, аксиальной и фронтальной плоскостях). Движения таза весьма индивидуальны, а амплитуда движений зависит от множества параметров, таких как скорость ходьбы, анатомия таза и тазобедренных суставов (например, ширина таза), подвижность позвоночника и тазобедренных суставов и т.д. По всей видимости, движения таза оказывают значимое влияние на биомеханику тазобедренных суставов и риск развития дегенеративных изменений. Следует знать, что при выносе ноги вперед наблюдается аксиальная ротация таза (~8°).
Перед отрывом пальцев от опоры наблюдается подъем половины таза, что соответствует 5° ротации во фронтальной плоскости. Жан Дюбуссе (Jean Dubousset) предложил концепцию «тазового позвонка». Эти движения требуют дальнейшего изучения, поскольку они весьма индивидуальны и могут неблагоприятно влиять на компоненты эндопротеза (нагрузка на края, импинджмент).
б) Кинетика. Силы реакции сустава — это силы, которые возникают в суставе в ответ на силы, действующие на сустав. В тазобедренном суставе силы реакции возникают в ответ на необходимость уравновесить плечи силы тяжести тела и отводящих мышц, чтобы сохранить уровень таза. Таким образом, контактные силы в тазобедренном суставе представляют собой сочетание силы реакции опоры на тело и сжимающих сил внутренних мышц. Результирующие силы реакции тазобедренного сустава могут быть рассчитаны in vivo, с помощью эндопротеза с тензометрическим датчиком или с помощью аналитических методов [двухмерные (2D) или более сложные — 3D-модели]. На простой 2D-модели человека в положении стоя, когда масса тела равномерно распределена на обе ноги, вектор силы тяжести тела направлен в центр между двумя тазобедренными суставами.
В результате на каждую головку бедренной кости приходится половина массы тела. В этой модели таз стабилен, а силы реакции мышц не учитываются. В положении стоя на одной ноге на головку бедренной кости опорной ноги приходится 5/6 массы тела, вектор направлен вертикально. Одновременно с этим сила отводящих мышц направлена в верхнемедиальном направлении под углом 30° к вертикальной линии. Плечи приложения сил тяжести тела и отводящих мышц могут быть определены по рентгенограмме таза в переднезадней (ПЗ) проекции (рис. 2). Для того чтобы сохранять равновесие таза, сила отводящих мышц, умноженная на плечо их рычага (внешний момент), должна быть равна силе тяжести тела, умноженной на плечо ее рычага (внутренний момент). Поскольку эффективное плечо силы отводящих мышц существенно короче, чем эффективное плечо силы тяжести тела, общая сила отводящих мышц должна быть кратна массе тела.
Рисунок 2. Рентгенограмма таза в переднезадней проекции. Fabd — сила отводящих мышц; GRF — сила реакции опоры; FO — бедренный офсет; АО — ацетабулярный офсет; г — плечо приложения силы отводящих мышц; R — плечо приложения силы тяжести тела
Это приводит к тому, что во время ходьбы максимальное значение сил в тазобедренном суставе может достигать от 1,8 до 4,3 массы тела. Во время бега или катания на лыжах эти значения могут в 8 раз превышать массу тела. Это свидетельствует о том, что эти силы оказывают важное влияние на выбор компонентов, их имплантацию, износ и долговечность. Во время ходьбы наибольшее контактное давление оказывается на передневерхнюю поверхность головки бедренной кости и задневерхнюю область вертлужной впадины. При переходе из положения стоя в положение сидя (и наоборот) контактное давление увеличивается, что связано главным образом с уменьшением области контакта по заднему краю вертлужной впадины. Действительно, при сгибании ноги в тазобедренном суставе пятно контакта смещается кзади.
Во время фазы опоры обычно наблюдается два пика результирующих сил, возникающих в тазобедренном суставе: первый наблюдается в начале фазы опоры, а второй — в конце. Помимо прочего, необходимо учитывать малоизученные силы, направленные в горизонтальной плоскости. Эти силы могут негативно влиять на попытки оптимизации поведения несущих компонентов эндопротеза, так как их влияние не до конца изучено.
Существует множество параметров, которые влияют на интенсивность и перераспределение результирующей контактной силы в тазобедренном суставе. С точки зрения механики важны два параметра: плечо силы отводящих мышц (зависит от шеечно-диафизарного угла и длины шейки бедренной кости) и плечо силы тяжести тела (зависит от ширины таза). Эти параметры могут быть легко изменены при выполнении тотального эндопротезирования тазобедренного сустава (ТЭТС). Кроме того, значимое влияние оказывает масса тела. Увеличение плеча силы отводящих мышц приводит к уменьшению силы отводящих мышц, которая необходима для поддержания таза в горизонтальном положении. При этом будет отмечаться тенденция к снижению силы реакции в тазобедренном суставе.
Аналогичным образом при увеличении ширины таза отмечается увеличение плеча силы тяжести тела и, следовательно, увеличение контактных сил в суставе в положении стоя на одной ноге. То же самое справедливо и в отношении обратного и применимо к протезированному тазобедренному суставу. Собственный тазобедренный сустав нельзя называть простым шаровым шарнирным соединением. Величина и перераспределение контактных сил в тазобедренном суставе зависят от множества параметров, среди которых эластичность хрящевой и костной ткани, уменьшение конгруэнтности из-за деформации вертлужной впадины при нагрузке на сустав, конхоидальная форма головки бедренной кости, а также пространственная ориентация вертдужной впадины и шейки бедренной кости.
Благодаря несферической форме возможно не только скольжение (логически единственно возможное движение в идеальном шаровом шарнирном соединении), но и качение. По данным исследований, конхоидальная или эллипсовидная форма способствует оптимальной нагрузке и ее перераспределению. Хрящ, который утрачивается при эндопротезировании, также оптимизирует передачу нагрузки благодаря своей эластичности. По данным Санчеса Эгеа (Sanchez Egea), полученным in vitro, при уменьшении антеверсии вертлужной впадины наблюдается значительное увеличение нагрузки на тазобедренный сустав. Аналогичный результат был получен при уменьшении антеверсии бедренной кости или шеечно-диафизарного угла. Однако следует учитывать взаимодействие in vivo между антеверсией и инклинацией бедренной кости и вертлужной впадины.
Действительно, важнее рассмотреть взаимосвязь между вертлужной впадиной и ориентацией проксимального отдела бедренной кости. Возникает концепция комбинированной версии, согласно которой сумма углов антеверсий ножки и чашки должна составлять приблизительно 37°. Вероятно, точная комбинированная антеверсия позволит достичь гармоничного взаимодействия между головкой бедренного компонента и чашкой без риска возникновения импинджмента во всем диапазоне движений.
В протезированном суставе существуют другие важные факторы, влияющие на область (или пятно) контакта между головкой бедренного компонента и вертлужным компонентом и, следовательно, на контактные силы в тазобедренном суставе: диаметр головки бедренного компонента, разность диаметров головки и чашки (радиальный зазор), ориентация чашки. Можно было бы ожидать, что увеличение диаметра головки будет сопровождаться увеличением пятна контакта между головкой и чашкой.
Однако размер пятна контакта тесно связан с внутренним диаметром чашки и радиальным зазором. Таким образом, слишком большой радиальный зазор приведет к уменьшению пятна контакта и, возможно, к ускорению износа. С другой стороны, эндопротезы с малым радиальным зазором характеризуются более конформным контактом и имеют большее пятно контакта. Это приводит к уменьшению расстояния между краем пятна контакта и краем чашки эндопротеза и, как следствие, к увеличению риска нагрузки на края вертлужного компонента и повышенному износу.
Нагрузка на края возникает, когда пятно контакта между головкой и чашкой выходит за край вертлужного компонента, что приводит к существенному увеличению локального давления, нарушению механизма смазывания и ускоренному износу. В настоящее время известно, что радиальный зазор играет важную роль в развитии краевой нагрузки. Это имеет особенно большое значение при использовании металл-металлических пар трения большого диаметра. Во избежание чрезмерного износа рекомендуется устанавливать вертлужный компонент под углом отведения <45°.
Это особенно важно при поверхностном эндопротезировании с использованием металл-металлических пар трения (во избежание нагрузки на края чашки эндопротеза). Влияние антеверсии чашки на износ менее очевидно и должно рассматриваться вместе с углом версии бедренного компонента. Тем не менее изменение инклинации и (или) антеверсии чашки будет по-разному влиять на области контакта между головкой и чашкой в передневерхнем и задненижнем отделах. Что касается жестко-мягких пар трения, то при использовании головок диаметром 22, 28 и 32 мм скорость износа вкладышей значимо не различается. Тем не менее при увеличении диаметра головки отмечается ускорение объемного износа, что связано с изменением пути трения между компонентами.
