A csípő arthroplastica tribológiai vonatkozásai

A Semmelweis Egyetem ÁOK Ortopédiai Klinika közleménye

A csípő arthroplastica tribológiai vonatkozásai DR. HOLNAPY GERGELY, DR. SZALAY KRISZTIÁN, DR. SZENDRŐI MIKLÓS Érkezett: 2012. február 26.

ÖSSZEFOGLALÁS A csípőprotézis beültetések hosszú távú jó eredményeinek feltételei a tartós stabilitás, valamint a művi ízületi felszínek lehető legkisebb kopása. A csípőprotézis komponensek – akár cementes, akár cementnélküli – rögzítési technikái jellemzően jó hosszú távú eredményeket adnak. A művi ízületi felszínek kopástermékei azonban a szöveti reakciók révén az implantátumok stabilitását is veszélyeztethetik. Ennek kiküszöbölésére, vagyis a mind kisebb mennyiségű és lehető legkisebb szöveti reakciót kiváltó anyagok előállítása céljából történnek világszerte a medicinában is a tribológiai kutatások. A szerzők a nemzetközi irodalmat áttekintve összefoglalják a tribológia ortopédiai vonatkozásait, az aktuális fejlesztések irányait. Külön áttekintik a polietilén komponensek jellemzőit, valamint a lazulás egyik lehetséges okaként felmerülő Willert (polietilén) betegséget, tárgyalják a fém komponensek mechanikai és kopási tulajdonságait, továbbá a kerámia felszínek jellemzőit. A szerzők ismertetik a napjainkban kevesebb gyakorlati, de mind több elvi nehézséget okozó fémallergia problémakörének a Német Ortopéd Társaság által közzétett ajánlásait, amit a hazai körülmények közt is megfontolásra, elfogadásra javasolnak. Tekintettel arra, hogy az ortopéd–tribológiai kutatások Magyarországon egy-egy csípőprotézis komponenst, illetve összetevő anyagot illetően zajlanak, átfogó közlemény a különböző komponensek kölcsönhatásának aktualitásairól nem jelent meg, így a szerzők e cikket áttekintő összefoglalásnak szánják. A cikk képanyagában felhasznált radiológiai, valamint intraoperatív fényképfelvételek, továbbá a hisztológiai fényképek a Semmelweis Egyetem Ortopédiai Klinikájának archívumából származnak. Kulcsszavak:

Anyagvizsgálat; Arthroplastica, csípő – Módszerek; Csípőprotézis; Implantátumfelszín komponensek; Protézistervezés; Stressz, mechanikai; Szenzitivitás és specifikusság;

G. Holnapy, K. Szalay, M. Szendrői: Tribological considerations of total hip arthroplasty In the present article authors summerize the current concepts and innovations of tribology from orthopaedic aspects, while reviewing the international literature. In this paper, main materials of total hip prosthesis implants are discussed: polyethylene – as one of the possible causes, responsible for implant loosening throughout polyethylene – (Willert) disease; mechanical and wear properties of metal components; and specificities of ceramic surfaces. Furthermore, authors also present the problem of implant allergy as well as recommendations according to the joint statement of the German Implant Allergy Working Group. Due to the fact that in Hungary tribological researches in orthopaedics are focused on the type of a material or a hip prosthesis component, authors dedicate this revue to a broad overview for orthopaedic and trauma surgeons. Key words:

Arthroplasty, replacement, hip – Methods; Coated materials, biocompatible; Hip prosthesis; Materials testing; Prosthesis design; Sensitivity and specificity; Stress, mechanical;

Magyar Traumatológia • Ortopédia • Kézsebészet • Plasztikai Sebészet • 2012. 55. 3.

185

BEVEZETÉS A tribológia tudománya a mozgás során érintkező felületek kölcsönhatásaival foglalkozik, így a felületek súrlódásával, kopásával, valamint a felületek közt lévő kenőanyagok tulajdonságaival. Maga a szó görög eredetű, a „tribos” és „logos” szavak összetételéből alakult ki, szó szerinti fordításban a dörzsölődés és súrlódás tudományát jelenti. A korai civilizációk is alkalmaztak már a súrlódás csökkentésére szolgáló eszközöket, így alkották meg például a szekerek kerekét, vagy a fazekasok korongját. Ábrázolásokon először az egyiptomi Saqquarában tűnik fel i. e. 2400-ban, hogy Ti kőszobrát szállító szánkó és a talaj közé folyékony, súrlódást csökkentő anyagot öntenek. A modern tudósok és filozófusok ma is nélkülözhetetlen forrásműnek tartják az i.e. 95– 55 közt élt Lucretius Carus tankölteményét, „A dolgok természetéről” (De rerum natura), amelyben leírja, hogy az ujjon hordott gyűrű elvékonyodik a folytonos dörzsölődés hatására. Az első, súrlódással kapcsolatos törvények felállítása Leonardo da Vinci (1452–1519) nevéhez köthető, aki amellett, hogy a mai gépek forgó alkatrészeihez kísértetiesen hasonló szerkezeteket ábrázolt művészien, addig megfigyelte azt is, hogy a terhelőerő és a súrlódási erő közt összefüggés van. A tribológia másik lényeges meghatározó momentuma volt a XVIII. századi angol polihisztor, Robert Hooke által megalkotott törvény, amely a rugó terhelése és megnyúlása közötti lineáris összefüggést írta le. Az orvosi, ortopédiai alkalmazásoknál először a csípő arthroplasticánál került előtérbe a tribológia szerepe. A kezdeteknél Gluck elefántcsont endoprotézise, Smith-Petersen vitallium interpozitum arthroplasticája, vagy a Judet fivérek akrilátfej hemiarthroplasticájának szerény eredményei tribológiai, és következményes bilológiai okokkal – a kopástermékek okozta granulomatosus gyulladással – magyarázhatók. Érdekes megemlíteni, hogy Hedri Endre sebészprofesszor Magyarországon már 1947-ben értekezett a polivinilklorid szervezeten belüli felhasználhatóságáról.

186

Az implantátum túlélésének limitáló tényezőjét a terhelés és mozgás során az implantátumok terhelési felszínről leváló kopástermékek jelentik. A kopástermékek okozta csontszöveti destrukció, már kis mennyiségű kopástermék felszaporodása során megkezdődik, ugyanakkor az osteolysis okozta klinikai tünetek sokáig rejtve maradhatnak. A kis súrlódású arthroplastica alapelvét John Charnley teremtette meg, aki először fémből és teflonból, majd néhány évvel később 22 mm-es fémfejből és polietilén vápából készítette el a csípőprotézisét, amelyek rögzítéséhez kétkomponensű polimetil-metakrilátot használt. A csípőízületi arthroplasticában ma is az esetek 70%-ában nagy molekulatömegű polietilén vápát és fém- vagy kerámiafejet használnak. A protézisek anyagának kifejlesztésekor a szilárdságot, a rugalmassági modulust és a felszíni keménységet tekintették kezdetben fontos szempontoknak, ugyanakkor a kopástermékek mennyisége és mérete, illetve ezek okozta osteolysis miatt folyamatos fejlesztések zajlanak fém-, kerámia-, fém–kerámia kompozit teherviselő felszínek kialakítására. Noha az újabb protéziskomponensek in vitro jó eredményt mutatnak a tribológiai tulajdonságaikat tekintve, ugyanakkor hosszú távú klinikai eredmények is szükségesek a megítélésükhöz, jóllehet a gyulladásos folyamatok módosítása révén más és más biológiai nehézségeket okozhatnak.

SZÖVETI REAKCIÓK, MECHANIKAI HATÁSOK A svéd arthroplastica regiszter adatai alapján a csípőprotézis reoperációk leggyakoribb okai az aszeptikus lazulás (75%), protézisluxatio (4–8%), szeptikus komplikációk (0,5–2%), periprotetikus törések (2–4%), és a protézis komponensek törései (0,5–1%). Elsősorban az aszeptikus lazulások vezethetők vissza a kopástermékek felszaporodása okozta granulomatosus gyulladásra, amely osteolysist okoz. Ennek az osteolysisnek a legagresszívabb formája a Willert-féle polietilén betegség, ahol a polietilén kopástermékeket a makrofágok bekebelezik, és interleukin-indukálta osteoclast aktivációt okoznak, ezzel destruálva a periprotetikus csontszövetet (1–2. ábra).


A csípő arthroplastica tribológiai vonatkozásai

1. a ábra 1. b ábra 1. a ábra Nyolc évvel korábban beültetett csípőprotézis stabil komponensekkel. A vápa lateralis pólusa felett focalis osteolysis. 1. b ábra Tíz évvel korábban beültetett, csípőprotézis stabil komponensekkel. A szár proximalis fele környezetében kiterjedt osteolysis.

2. a ábra 2. b ábra 2. a ábra Tizenegy évvel korábban beültetett cement nélküli csípőprotézis. Mindkét komponens körül osteolysis, laza szár. A vápa jelentős excentrikus kopása látható. Polietilén betegség. 2. b ábra Tizenöt évvel korábban beültetett csípőprotézis, stabil komponensekkel. A vápa mérsékelt excentrikus kopása ellenére polietilén betegség nincs.

3. ábra Különböző érintkező felszínek kopási rátája in vitro. A függőleges tengelyen a kopási ráta (mm³/millió ciklus), a vízszintes tengelyen a protézis fej-vápa kombinációk láthatók.

Ebben a folyamatban a levált darabok száma éppúgy fontos, mint azok mérete. Ugyanakkor a lazulás oka lehet továbbá a rossz csontminőség, kedvezőtlen anatómiai viszonyok, helytelenül beültetett komponensek, impingement, protézis ismételt luxatiója, helytelen műtéti technika (cementezés stb.). A lazulás és nagyobb revíziós ráta hátterében álló fokozott implantátumkopás szignifikáns összefüggését igazolták az 50 éves életkor alatt beültetett implantátumok esetében (2). Megfigyelték azt is, hogy fém–polietilén

felszínek esetében szignifikánsan nagyobb, kétszeres a kopás, mint kerámia–polietilén esetében, és további két nagyságrenddel csökkenthető a kopási ráta amennyiben fém–fém vagy kerámia–kerámia terhelő felszíneket használunk (3. ábra) (18). Több vizsgálat is igazolja, hogy nincs különbség a cementes és cement nélküli vápa polietilén komponensének kopása közt, ugyanakkor a szárak vonatkozásában megfigyelték, hogy az osteolysis ritkább a cementes szárnál, mint a cement nélkülinél (3, 13). Nagyobb átmérőjű protézisfej


187

használatakor fokozott kopással számolhatunk, és a kopás mértékével négyzetesen arányosan nő az osteolysis esélye (11, 16). A csípőprotézisek használata során, az ízületi mozgásnál a komponensek és a csont között mikromozgás alakul ki, amelyhez a járásnál ciklikus nyomás is hozzáadódik. A művi ízületek felszínéről eközben leváló polietilén részecskék felszaporodnak, ezeket makrofágok bekebelezik, és interleukin-indukálta osteoclast aktivációt okoznak, fokozva a csontfelszívódást (23). Gyulladt szövettel és polietilén részecskékkel telt osteolytikus csontcisztákat stabil protéziskomponensek környezetében is kimutattak, amennyiben azonban az implantátum lazulása megindul, a mikromozgás amplitúdója növekszik, úgy excentrikus teherátvitel alakul ki, amihez hozzájárul a vápa fokozott kimaródása is (4. ábra). A nagyobb számban leváló részecskék miatt növekvő súrlódási erők, közvetlenül is hozzájárulnak az acetabularis komponens lazulásához, esetleges impingement esetén a luxatióhoz. Ennek a folyamatnak az időbeni lezajlását tág határok közt változtathatja a levált részecskékre adott egyénileg is változó szöveti reakció.

4. a ábra Szövettani metszeten a hisztiocitákban tárolt polietilén darabok láthatók.

4. b ábra A polietilén darabok polarizációs mikroszkópos képen.

188

A fém–fém összefekvő felszínek esetében, a kopás során leváló fém részecskék a polietilén kopástermékekhez képest lényegesen kisebbek, nanométeres nagyságrendűek, általában méretük 0,01–5 μm közt változik, jellemzően 50 nm-nél kisebbek. Fém kopástermékek elsősorban a fém–fém összefekvő felszínek esetében keletkeznek, és kis méretük, de akár ötszázszoros darabszámuk miatt óriási összfelületet jelentenek. Ennek megfelelően rendelkeznek helyi és szisztémás hatással (8, 9). A histiocyta indukálta lokális szöveti reakció egy nagyságrenddel kisebb, mint a polietilén molekulák esetében, mivel a kisméretű fém kopástermékekből egy histiocyta többet képes tárolni, mint nagyobb méretű részecskékből (5. ábra). A króm és kobalt részecskékre adott sejtszintű választ módosíthatja ezek citotoxicitása, továbbá az hogy a fém pinocitózissal és nem fagocytosissal kerül a histiocytába így a sejt gyulladásos válasza gyengébb. A részecskék oldódása a szöveti nedvekben kimutatható a vörösvértest-, szérum-, és vizelet-koncentrációbeli emelkedésük révén is. Kísérletes körülmények közt kis és közepes króm és kobalt koncentráció citokin felszabadulást okoz, ami osteolysishez vezet, míg ezen ionok magas koncentrációja jellemzően inkább citotoxikus, és sejthalálhoz vezet (1, 6). In vivo tapasztalatok szerint azonban fém–fém kopófelszínek esetében az osteolysis relatíve ritka (26). A fém részecskék szisztémás hatásaként állatkísérletes modellen karcinogén hatást igazoltak, humán megfigyelések során pedig implantátum közeli tumoroknál jellemzően malignus fibrosus histiocytomát, illetve néhány esetben pedig lágyrész szarkómát írtak le (14). Epidemiológiai vizsgálatok korábban emelkedett rizikót igazoltak az első-generációs protézisek esetében, az implantátumtól „távoli” malignus folyamatok kialakulását tekintve (lymphoma, leukémia), ugyanakkor a ma használatos fém implantátumoknál ez nem igazolható, jóllehet, ezen tumorok kialakulásának látencia ideje évtizedekben mérhető. Az implantátum kopó felszíni anyagainak tulajdonságain túl, a csípőprotézisek hoszszú távú szövődménymentes túlélésének a mechanikai faktorai is rendkívül lényegesek.



Ennek legfőbb tényezői a fej-, a vápa-, és a protézisnyak mérete (6. ábra). A fejátmérő növelésével nagyobb mozgástartomány érhető el, és kisebb a luxatio veszélye. Hátránya ugyanakkor a nagyobb összefekvő felületek miatti fokozott kopástermék képződés, és azonos vápa külméret esetén a vékonyabb művi vápa. Klinikai eredmények alapján az optimális fejátmérő 26–32 mm közt határozható meg.

Azonos vápa- és fejátmérő esetén, kisebb nyakmérettel ugyancsak nagyobb mozgástartomány érhető el, azonban túl kicsi nyakátmérő esetén – a kis felületen összefekvő fej és nyak miatt – kisebb nyomatéknál is meglazulhat a fej a nyakon. A félgömb foglalatnál kisebb vápa esetében nagyobb mozgástartományt kapunk, mivel a protézisnyak később ütközik fel a vápaperemen. Azonban a csökkent terhelőfelszín miatt fokozódik a kopás (15).

b

c

d

e

f

g

a

5. ábra 60 éves nőbeteg 12 évvel korábban beültetett jobb oldali csípőprotézise. a) AP irányú röntgenfelvételen a szár törése, valamint a polietilénkopás miatt a vápába jelentősen penetráló protézisfej látható. b) Az eltávolított polietilén vápainzerten látható, hogy azt a fém protézisfej a teljes vastagságában elkoptatta. c) Intraoperatív kép a polietilén vápainzert eltávolítását követően, amelyen a cement nélküli fém acetabularis komponens proximalis részén a protézisfej által megkoptatott terület látható. d) A fenti okok miatt kialakult fém–fém kontaktus következményeként, a fém vápa eltávolítását követően jelentős metallotikus szövetmassza látható az acetabulumban. e) Az eltávolított metallotikus szövetmassza makroszkópos képe. f-g) A metallosis szövettani képe. A fém részecskék a hisztiociákban láthatóak. Magyar Traumatológia • Ortopédia • Kézsebészet • Plasztikai Sebészet • 2012. 55. 3.

189

6. ábra A csípőprotézis fej-, vápa-, és nyakméret összefüggései. (A magyarázatot lásd a szövegben).

POLIETILÉN KOMPONENSEK A polietilén bifázisos szerkezetű, kristályos és amorf fázisból áll. Ezek felelősek a polietilén fizikai tulajdonságaiért, az ortopédiai implantátumoknál ezen előnyöket használjuk ki, mint a szilárdság, rugalmasság, ellenállóság. A kristályos fázis rétegesen elhelyezkedő molekulaláncokból áll, és fokozza a polietilén keménységét, csökkenti a deformálhatóságát, és ez okozza a vegyi anyagokkal szembeni ellenállóképességét. Jellemző aránya a bifázisos szerkezeten belül 35–55% közt változik. Az amorf fázis a kristályos fázisú láncok végén elhelyezkedő kisebb, egymáshoz viszonyított elmozdulásra képes molekulákból áll. A terheléskor a kristályos fázis mechanikusan stabilabb, az amorf fázis könnyebben csavarodik, rugalmas. Így nagyobb amorf fázis koncentráció hajlékonyabb, és gyengébb kopási rátájú polietilént eredményez, mint a nagyobb koncentrációban jelen levő kristályos fázis. A polietilén tulajdonságait azonban az előállítást követően is több tényező befolyásolhatja. A sterilizálás során a csípőprotézis vápát érő ionizáló sugárzás a keresztkötések számát növeli, így keményebb polietilén keletkezik.

190

30kGy irradiációs dózis esetében 50mm³/millió ciklus, kopási ráta jellemzi a polietilén vápát, míg ennek az irradiációs dózisnak a háromszorosa a kopási rátát tizedére csökkenti. Ugyanakkor a keletkező szabadgyökök az oxidáció során szakadást okoznak a polietilén molekulában, ezzel gyengítve annak szerkezetét, tartósságát megrövidítve. Ezért történik napjainkban az ionizáló sugárzással zajló sterilizálás folyamata, jellemzően nitrogéndús, vagyis oxigénmentes közegben. Pusztán az inert gáz közegben történő sterilizálás bevezetése a kopási rátát 30%-kal csökkentette (19). A tárolás alatti oxidáció elkerülése érdekében, a fenti módon sterilizált polietilén komponenseket vákuumban csomagolják, tárolják (10). Ugyanakkor az implantációt követően a szövetekben oldott oxigén miatt is módosulnának a polietilén implantátumok tulajdonságai. Ennek elkerülése érdekében az előállítás során, a sterilizálást követően olvadási pontra hevítik a komponenseket, ekkor a szabad gyökök a polimer molekulákkal kötődnek így fokozott keresztkötés-képződés jön létre. Az elmúlt 15 évben már csak a fent leírt módon előállított és raktározott polietilének használatosak a humán implantátumoknál. Az így kialakult nagy keresztkötés számú polietilén vápákat a korábbi polietilénekkel összehasonlítva igazolódott, hogy kopási rátájuk, kisebb, így a kopástermék mennyisége is csökkent, és in vivo radiológiai utánkövetésük során a protézisfej vápába történő penetrációja szignifikánsan kisebbnek bizonyult. A korábbi, nagyszámú keresztkötéssel nem rendelkező polietilén vápák kopásterméke átlagosan 0,5 μm átmérőjű, szférikus alakú volt, amelyek 10–100 μm közötti mérettel rendelkező fibrillumot alkottak. Ezzel szemben a jelenleg használatos polietilének kopásterméke nanométeres nagyságrendű, és nem képez fibrillumot. A két, különböző méretű kopástermék biológiai aktivitására vonatkozólag azonban jelentősen megoszlanak a vélemények. Egyes vizsgálatok eredményei alapján a régi és új polietilén kopástermékek megegyező biológiai aktivitásúak, míg más vizsgálatok szerint az új típusú polietilén kopástermék jobban stimulálja a makrofágokat, így több gyulladásos mediátort szabadítva fel (7). Yang és munkatársai ezzel szemben azt tapasztalták, hogy a fibrilláris, hosszú részecskék a biológiailag



aktívabbak (25). Az azonban bizonyosnak tűnik, hogy a nagy keresztkötés számú polietilén más mechanikai tulajdonságú, mint a keresztkötéssel nem rendelkező: fáradási szilárdsága gyengébb, tehát a vékonyabb acetabularis komponensek és antiluxatiós gyűrűk törékenyebbek, ezért a rossz pozícionálásra különösen érzékenyek. Az eredeti Charnley-féle, az etilén polimerizációjával előállított vápák molekulatömege 28 g/mol volt. A nagyobb molekulatömegű polietilén kopási rátája szignifikánsan kisebb, így a jelenleg használt polietilén vápák molekulatömege 5–6 millió g/mol körüli.

FÉM KOMPONENSEK A fém komponensek előállítása során szénben gazdag króm–kobalt–molibdén ötvözet keletkezik. Ennek a kopásállóságban nagy szerepe van, mivel a magas széntartalom szilárdabb kapcsolatot létesít ezért keményebb. Ugyanakkor törékenyebb, mint a kisebb széntartalmú fém komponensek. Az implantátumok króm tartalma pedig biztosítja a korrózióval szembeni ellenállóságot (26). A fém–fém összefekvő felszínű implantátumoknál – a többi felszín kombinációkhoz képest – nagyobb jelentőséggel bír a felszínek közti kölcsönhatás. Ezt meghatározza a makrogeometria vagyis a fej és a vápa átmérője, a mikrogeometria vagyis a felszínek érdessége, valamint a felszínek közt lévő folyadék kenése. A kontakt-felszínek növelhetők a fejátmérő növelésével, vagy a fej és vápa ekvátorban mért közelségének csökkentésével (A fém–fém összefekvő felületű csípőprotézisek esetében a fej és a vápa nem kongruensek, a vápa pereme a fej felszínétől távolabb helyezkedik el, mint a proximalis póluson. A jelenleg iparilag előállítható legkisebb távolság 20 μm körül van.) A kenést befolyásoló legfontosabb tényező az összefekvő felületek nagysága, ugyanakkor a kontakterők, az összefekvő felszínnel fordítottan arányosak (17). A fej és vápa ekvátorban mért közelsége határozza meg a felszínek közötti kenőanyag mennyiségét és minőségét. E távolság csökkentése a folyadékfilm kenő hatását fokozza, és a súrlódást csökkenti. Azonban e távolság túlzott lecsökkentése a fej ekvátoránál kontaktust okoz az acetabularis

komponenssel, nagyobb súrlódást és nagy nyomatékot előidézve, ezzel korai lazulást provokálva. A vápaperem és fej közti távolság növelése az összefekvő felszínt csökkenti, gyengítve a kenést és fokozva a kopást. A fentiekből látható, hogy fém–fém összefekvő felszínű implantátumoknál rendkívül fontos, hogy a kontaktfelszínek hol helyezkednek el. Ez a felszín kombináció igen érzékeny a vápa malpozícióra, fokozott kopást eredményezve meredek vápáknál. Ideális vápabeállításnál viszont poláris összefekvés jön létre a felszínek közt. A kis súrlódáshoz ideális folyadék–film vastagság-felszíni érdesség hányados (lambdahányados) szükséges (10). In vitro vizsgálatok bizonyítják, hogy 28 mm-es fejátmérőnél a kopási ráta körülbelül egymillió mozgatási tesztciklus során 2 mm³ körül van ideális (45 fokos) vápapozíciónál, és ez az érték nem változik érdemben ötszörös mozgatási tesztciklust követően sem. Ugyanakkor a meredekebben beültetett vápa (55 fok) ötmillió mozgatási tesztciklust követően háromszoros kopási rátát eredményez. Nagyobb fejátmérő (39 mm) esetében pedig már kétmillió tesztciklust követően is közel hatszoros kopási rátát eredményez a rosszul, 55 fokban pozícionált fém vápa (24). Fém protézisfejek éles tárgy okozta radier irányú – akár intraoperatív – sérülése, a fém fej sáncszerű felgyűrődését okozza már 5 cm magasról történő leesés során is. Ez az acetabularis komponens kopását fokozza a kialakuló inkongruencia, és fokozott érdességű felszín miatt (20).

KERÁMIA KOMPONENSEK A kerámia–kerámia összefekvő felszínek esetében tapasztalható a legkisebb in vivo kopás, a kenési és súrlódási tulajdonságaikat tekintve hasonlatosak a fém–fém kapcsolatokhoz. Ugyanakkor a kerámia hidrofil tulajdonságai miatt egyenletesebb folyadékeloszlást, folyadékfilm képződést eredményez, ezzel javítva a kenést. Az előállítás során a kerámia simább felszínűre polírozható, ezzel a felületi érdessége csökken. A fém komponensekhez képest keményebb, így kevésbé rugalmas. Nagyobb erőhatásra sem képes deformálódni, azonban egy kritikus határértékű erő felett törik. A kerámia komponensek fejlesztése során


191

kisebb szemcseméret alkalmazásával növelték a törésszilárdságát. A kerámia–kerámia csípőízületeknek jobb a biokompatibilitása mint a fém–fém kapcsolatúaknak. Bár a kopástermékeket kísérő gyulladásos reakció kisebb, mint más felszínek esetében, de a leváló részecskék miatt osteolysis előfordul ezen esetekben is. A kerámia kopástermékeknek két mérete ismert. Az egyik 5–90 nm részecskeméretű kopástermék, amely feltehetőleg a járás azon fázisában válik le a felszínekről, amikor a sarokütés során a protézisfej az acetabulumnak ütközik. Ennél egy nagyságrenddel nagyobb, 500–3000 nm részecskeméretű kopástermék keletkezik a mikroszeparáció során, amikor a lendítő fázis alatt az acetabulumtól a protézisfej körülbelül 2 mm távolságra eltávolodik. Iatrogén okok miatt azonban nagyobb kerámiadarabok is leválhatnak: cement nélküli acetabularis komponensbe történő helytelen beütéskor a kerámia vápainzert morzsolódhat. Beültetést követően pedig rossz pozicionálás esetén nyaki impingement jöhet létre, ami szintén sértheti a kerámiabetétet. Az 1980-as években még 1%-os nagyságrendű kerámia komponens törés a kerámiafejek esetében ezred, míg kerámia vápabetét esetében század részére csökkent. A jól pozícionált kerámia–kerámia protézis komponensek esetében a betegeknek korábban szubjektív panaszokat okozó „nyikorgó” fenomének száma is jelentősen lecsökkent (11).

INNOVÁCIÓ A jelenleg is folyamatosan zajló implantátum-fejlesztések célja, a protézisek anyagának vagy kopó felszíneinek olyan irányú módosítása, amely kisebb mennyiségű, és biológiailag kevesebb aktivitást kiváltó kopástermék keletkezésének irányába mutat. Itt említhető meg a hazai kutatások közt a polietilén vápa kopásállóságának növelése, amely során térhálósító monomerekkel (pl. etilénglikol-dimetakriláttal) kezelve a polietilént, abban irradiáció hatására ojtásos térhálósodás zajlik le, így alapvetően két nem összeférhető polimerből olyan kopolimer rendszert állítanak elő, amely a korábban használt polietilén vápák kopási rátáját 35%kal csökkenti (27). Más irányú fejlesztések egyik példája az

192

alumínium-oxid bázisú kerámia, amely stronciumot, és cirkóniumot tartalmaz. Ilyen alumínium-oxid bázisú kerámia fej kombinációja fém vápával kisebb méretű, és kisebb mennyiségű kopásterméket eredményez a protézisfej felszínéről, mint fém–fém kopófelszínek esetében. A fém vápa kopásában pedig nem találtak különbséget (4). Hasonlóan biztató eredményeket mutat az oxidált cirkónium (oxinium) felszín kialakítása a fém protézisfejen. Az előállítás során a fém cirkónium felszínt magas hőmérsékleten oxigén diffúzióval kezelik, így egy kemény, kis súrlódású oxidréteg jön létre. Ez egy 5–10 mikron vastag, karcolásra ellenállóbb felszín, mint a nem kezelt ötvözeteké, ugyanakkor a kerámiánál gyengébb ellenálló-képességgel rendelkezik. Az oxinium–polietilén kapcsolatnál a kopási ráta kisebb, mint a kerámia–polietilén vagy fém–polietilén kopó felszínek esetében (12).

IMPLANTÁTUM ALLERGIA Az ortopédiai implantátumok komponenseinek több összetevő anyagára alakulhat ki túlérzékenységi reakció a szövetekben. Leggyakrabban említett a fémallergia, ugyanakkor a csontcementek egyes komponensei is válthatnak ki allergiás reakciót, így például a gentamicin, benzoylperoxid, hydrochinon, akrilát. A polietilén- és kerámiakomponensekkel szemben viszont nem írtak le allergiás reakciót. Napjainkban egyre több szakmai és betegjogi kérdést vet fel a bőrgyógyászati– allergológiai vizsgálatok során fémérzékenynek bizonyult betegek protetizálása. Ugyanakkor élesen külön kell választani a kután vagy kontaktallergia, valamint a mély szövetekben, csontban kialakuló allergiát. Míg egyes fém komponensekre a kontaktallergia gyakorisága a populációban igen magas lehet (nikkel 14%, kobalt 2,4%, króm 1,1%), ugyanakkor sem Grétzy és munkatársai, sem pedig igen nagy betegpopulációt vizsgáló Norvég arthroplastica regiszter és allergiaregiszter összevetése során sem bizonyult gyakoribbnak a komplikáció endoprotézis beültetést követően, illetve nem bizonyult magasabbnak a revíziós ráta sem az igazoltan kután fémallergiás betegeknél (5, 22). Ugyanakkor a fémerózió következtében felszabaduló



fémionok T–lymphocyta mediált reakciót válthatnak ki, és így fehérjékhez kapcsolódva antigénként viselkedhetnek. Ennek klinikai tünetei lehetnek a bőrön ekcéma megjelenése, elhúzódó sebgyógyulás és csontátépülés, periimplantaris folyadékgyülem, fájdalom, vagy az implantátum lazulása. Ezen panaszok azonban elsősorban szeptikus folyamatok vagy mechanikai szövődmények klinikai tüneteiként fordulnak elő, így a fémallergia lehetőségének felvetését megelőzően az egyéb szövődmények kizárása szükséges. Fő irányelvként hazai viszonyok közt is javasolható a Német Ortopéd Társaság Implantátum-allergia munkacsoport ajánlásának megfontolása, elfogadása. Ennek értelmében az endoprotézis beültetést megelőzően nem kell rutinszerűen epikután tesztet végeztetni, csak abban az esetben, ha a betegnek korábban – akár fogászati, traumatológiai vagy ortopédiai – implantátumhoz kapcsolódó túlérzékenységi reakciója volt. Az esetlegesen felmerülő implantátumallergia esetén sincs ajánlás sem a kivizsgálás menetére, sem annak kezelésére. Ismert fémallergia esetén azonban titán implantátummal kell az osteosynthesist elvégezni. Mivel irodalmi adatok nem állnak rendelkezésre, arra vonatkozólag, hogy a kután fémallergia növelné az implantátumallergia valószínűségét, így endoprotézis beültetést megelőzően, ha a betegnek ismert kután fémallergiája van – részletes betegfelvilágosítás után – beültethető olyan fémtartalmú protézis is, amelyre a beteg epikután tesztje korábban pozitív volt. Ez alól kivételt képeznek a második generációs fém a fémen protézisek, ahol az epikután teszt pozitivitása vagy veseelégtelenség esetén speciális, antiallergén protézis beültetése szükséges. Ezekre az esetekre jelenthet megoldást a hagyományos kobalt–króm protézisek bevonása (titániumnitrid, titánium-nobium) antiallergén felszínnel, vagy egyéb speciális felületkezelési eljárások (Oxinium, Tribosul) alkalmazása, illetve a titán implantátumok használata (21).

KLINIKAI RELEVANCIÁK A legújabb fejlesztések klinikai alkalmazásának jellemzően anyagi korlátai is vannak a mindennapi gyakorlatban. Azonban az alapvető biomechanikai megfontolások megtartása csökkenti a lazuláshoz vezető biológiai- és a luxatióhoz vezető mechanikai folyamatokat, ezzel előnyösen befolyásolva a beültetett csípőprotézisek túlélését. Az operatőr feladata az anatómiai szempontokat is figyelembe véve a protézistípus, és komponens méreteinek megválasztása. Az optimális protézisfej-komponens átmérő 26–32 mm közt van. Luxatiós tendencia esetén – például időskori, csípőtáji poszttraumás esetekben a gyengült csípő körüli izomzat miatt – a protetizálásnál a nagyobb átmérőjű protézisfej alkalmazása javasolható, míg displasiás esetekben – részben az acetabulum indokolta kisebb acetabularis komponens külső átmérő okán is – a kisebb átmérőjű protézisfej javasolható. Az acetabulum megnövelt mérete az ekvátoron túl – jól pozícionált vápa esetén – csökkenti a luxatiós tendenciát, ugyanakkor ehhez szerencsés a kisebb nyakátmérő, hogy ne alakulhasson ki ütközés a komponensek közt. Részben ezért, részben pedig a fej–nyak kompatibilitás növelése érdekében történt a nyakátmérő standardizálása, az „euroconus” (12–14 mm) bevezetése. Szerencsésebb tehát a hosszabb nyakú protézisszár és rövidebb fej kombináció alkalmazása. Fontos az is, hogy feleslegesen ne növeljük meg a nyakátmérőt hosszú, saját nyakrésszel rendelkező, úgynevezett „galléros” fejkomponensek alkalmazásával.


193

IRODALOM 1. Catelas I., Campbell P. A., Dorey F., Frausto A., Mills B. G., Amstutz H. C.: Semi-quantitative analysis of cytokines in MM THR tissues and their relationship to metal particles. Biomaterials. 2003. 24. (26): 4785-4797. 2. Crowther J. D., Lachiewicz P. F.: Survival and polyethylene wear of porous-coated acetabular components in patients less than fifty years old: results at nine to fourteen years. J. Bone Joint Surg. Am. 2002. 84-A. (5): 729-735. 3. Dumbleton J. H., Manley M. T., Edidin A. A.: A literature review of the association between wear rate and osteolysis in total hip arthroplasty. J. Arthroplasty. 2002. 17. (5):.649-661. 4. Firkins P. J., Tipper J. L., Ingham E., Stone M. H., Farrar R., Fisher J.: A novel low wearing differential hardness, ceramic-onmetal hip joint prosthesis. J. Biomech. 2001. 34. (10): 1291-1298. 5. Gréczy I., Czakó J., Ócsai H., Török L.: Fémallergia vizsgálata csípőprotézis műtéten átesett betegeken. Magyar Traumatológia Ortopédia Kézsebészet Plasztikai Sebészet, 1995. 38. (3): 215-218. 6. Hallab N. J., Mikecz K., Vermes C., Skipor A., Jacobs J. J.: Differential lymphocyte reactivity to serum-derived metal-protein complexes produced from cobalt-based and titanium-based implant alloy degradation. J. Biomed. Mater. Res. 2001. 56. (3): 427-436. 7. Illgen R. L. 2nd, Forsythe T. M., Pike J. W., Laurent M. P., Blanchard C. R.: Highly crosslinked vs conventional polyethylene particles--an in vitro comparison of biologic activities. J. Arthroplasty. 2008. 23. (5): 721-731. 8. Józsa L., Réffy A., Rékó Gy.: A csípőkörüli izmok elváltozásai protézist viselőkben. Magyar Traumatológia Ortopédia Kézsebészet Plasztikai Sebészet, 1995. 38. (3): 221-226. 9. Józsa L., Réffy A.: Histochemical and histophysical detection of wear products resulting from prostheses. Folia Histochem. Cytochem. 1980. 18. (3): 195-200. 10. Karachalios T., Karydakis G.: Bearing surfaces. In: Bentley G. (ed.) European Instructional Lectures. 11. Berlin etc. Springer. 2011. 11. Kim Y. H., Choi Y., Kim J. S.: Cementless total hip arthroplasty with ceramic-on-ceramic bearing in patients younger than 45 years with femoral-head osteonecrosis. Int. Orthop. 2010. 34. (8): 1123-1127. 12. Kop A. M., Whitewood C., Johnston D. J.: Damage of oxinium femoral heads subsequent to hip arthroplasty dislocation three retrieval case studies. J. Arthroplasty. 2007. 22. (5): 775-779. 13. Kordelle J., Starker M.: Migrationsanalyse zementierter Müller-Polyethylenpfannen versus zementfreier ZweymüllerSchraubpfannen. Z. Orthop. Ihre Grenzgeb. 2000. 138. (1): 46-51. 14. Min W. K., Kim S. Y., Oh C. W., Kim S. J., Park T. I., Koo K. H.: Malignant fibrous histiocytoma arising in the area of total hip replacement. Joint Bone Spine. 2008. 75. (3): 319-321. 15. Morlock M. M., Bishop N., Huber G.: Biomechanics of hip arthroplasty. In: Knahr K. (ed.): Tribology in total hip arthroplasty. Berlin etc. Springer, 2011. 11-24. p. 16. Orishimo K. F., Claus A. M., Sychterz C. J., Engh C. A.: Relationship between polyethylene wear and osteolysis in hips with a second-generation porous-coated cementless cup after seven years of follow-up. J. Bone Joint Surg. Am. 2003. 85-A. (6):.1095-1099. 17. Paleochorlidis I. S., Badras L. S., Skretas E. F., Georgaklis V. A., Karachalios T. S., Malizos K. N.: Clinical outcome study and radiological findings of zweymuller metal on metal total hip arthroplasty. A follow-up of 6 to 15 years Hip International, 2009. 19. (4): 301-308. 18. Santavirta S., Böhler M., Harris W. H., Konttinen Y. T., Lappalainen R., Muratoglu O., Rieker C., Salzer M.: Alternative materials to improve total hip replacement tribology. Acta Orthop Scand. 2003. 74. (4): 380-388. 19. Streicher R. M.: Highly cross-linked polyethylenes. In: Knahr K. (ed.): Tribology in total hip arthroplasty. Berlin etc. Springer, 2011. 61-70. p. 20. Szabó J., Szabó S., Jónás Z., Kiss L., Csernátony Z.: Modellkísérlet a csípőízületi endoprotézisfejek lehetséges intraoperatív sérülésének vizsgálatára. Magyar Traumatológia Ortopédia Kézsebészet Plasztikai Sebészet, 2006. 49. (2): 147-152. 21. Thomas P., Schuh A., Ring J., Thomsen M.: Orthopädisch-chirurgische Implantate und Allergien Gemeinsame Stellungnahme des Arbeitskreises Implantatallergie (AK 20) der Deutschen Gesellschaft für Orthopädie und Orthopädische Chirurgie (DGOOC), der Deutschen Kontaktallergie Gruppe (DKG) und der Deutschen Gesellschaft für Allergologie und Klinische Immunologie (DGAKI). Orthopade. 2008. 37. (1): 75-88. 22. Thyssen J. P., Jakobsen S. S., Engkilde K., Johansen J. D., Søballe K., Menné T.: The association between metal allergy, total hip arthroplasty and revision. Acta Orthop. 2009. 80. (6): 646-652. 23. Willert H.: Reactions of the articular capsule to wear products of artificial joint prostheses. J. Biomed. Mater. Res. 1977. 11: 157-164. 24. Williams S., Leslie I., Isaac G., Jin Z., Ingham E., Fisher J.: Tribology and wear of metal-on-metal hip prostheses: influence of cup angle and head position. J. Bone Joint Surg. Am. 2008. 90-A. Suppl. 3:111-117. 25. Yang S. Y., Ren W. P., Park Y. S., Sieving A., Hsu S., Nasser S., Wooley P. H.: Diverse cellular and apoptotic responses to variant shapes of UHMWPE particles in a murine model of inflammation. Biomaterials, 2002. 23. (17): 3535-3543. 26. Zahiri C. A., Schmalzried T. P., Ebramzadeh E., Szuszczewicz E. S., Salib D., Kim C., Amstutz H. C.: Lessons learned from loosening of the McKee-Farrar metal-on-metal total hip replacement. J. Arthroplasty. 1999. 14. (3): 326-332. 27. Zsoldos G., Szabó T.: Új, módosított UHMWPE protézisanyag eredményeinek bemutatása. Biomechanica Hungarica. 2010. 3. (2): 52-59.

Dr. Holnapy Gergely Semmelweis Egyetem Ortopédiai Klinika Tel.: 06 (1) 466-6611 1113 Budapest, Karolina út 27. E-mail: [email protected]

194


A csípő arthroplastica tribológiai vonatkozásai

Recommend Documents