Исследование пары трения эндопротезов тазобедренного сустава для собак, представленных на отечественном рынке

11 апреля 2001

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 г., стр. 427-428
9. Dobbs Н., Minski M.: Metal ion release after total hip replacement./J. Biomaterials. P. 255-263. 1980
10. Goodman S. et al.: Tissue in growth and differentiation in the bone harvest chamber in the presence of CoCr alloy and high density polyethylene particles./ J. Bone Joint Surg. 77A: 1025-1035, 1995.
11. Kelly S. C., Johnston R. C.: Debris from cobalt-chromium cable may cause acetabular loosening./ Clin. Orthop. 285: 140-146, 1992.
12. Rechenberg В., Olmstead M., Jorg A.: Aseptic Loosening of hip Prosthesis: Biochemical Changes at the Bone Cement Interface./J. Am. Anim. Hosp. Assoc.
13. Schawalder, P., Stich, H., spreng, D.: Chronologie der entwicklung einerzementlos fixierten Huftgelenksendoprothese./ Klrintier praxis, №42, p. 555-568. 1997