Tento významný britský ortoped je považován za otce aloplastiky a jeho myšlenka použít k náhradě kloubní jamky umělou hmotu je vlastně ještě starší. V roce 1950 se pokusil na základě principu použitého v technice u kulových čepů v automobilech využít teflonu (polytetrafluoroethylen) jako materiál s nízkým třením a velkou houževnatostí proti kovové hlavici endoprotézy. Krátkodobé výsledky vypadaly nadějně, ale během 3 až 5 let došlo u všech pacientů, kterým byla teflonová jamka implantována, k selhání náhrady s poměrně dramatickým klinickým obrazem, ve kterém dominovala tvorba granulomů v okolí otěrových částic teflonu. Tento materiál, který v technice uspokojivě sloužil, se kvůli reakci organismu v humánní medicíně neosvědčil.
Když v roce 1953 Ziegler a Natta publikovali svůj objev vysokomolekulárního polyetylenu, za který dostali Nobelovu cenu, použil sir John Charlney jako první tento materiál pro výrobu jamek pro náhradu kyčelního kloubu. Tímto okamžikem začíná nová a velmi úspěšná éra aloplastiky.
První kloubní jamky byly vyráběny obráběním z preformovaných desek a tyčí polyetylenu. Jamky byly sterilizovány formolovými parami, což v té době byl způsob sterilizace ve světě běžný a uznávaný.
První aloplastiky české výroby, vyvinuté profesorem Čechem, tehdy ještě asistentem I. ortopedické kliniky, a týmem pracovníků SONP Poldi Kladno v čele se Stanislavem Beznoskou, používaly téhož materiálu k výrobě jamek, které byly dodávány nesterilní a sterilizovány tak, že byly uloženy ve skleněném válci s formaldehydovými tabletami po dobu 24 hodin a pak 3 minuty oplachovány vařící vodou. Je neuvěřitelné, že tyto kloubní jamky, implantované prvním stovkám nemocných, fungovaly bezvadně a v dlouhodobém sledování vykazovaly neuvěřitelně nízké opotřebení a jen zcela nepatrný otěr. Dodnes kontrolujeme na I. ortopedické klinice pacienty operované před 28 - 30 lety - a kde implantované jamky jsou prakticky intaktní.
V posledních letech se objevil v literatuře termín polyetylenová choroba. S jejími projevy se v první řadě setkáváme v tkáních obklopujících kloubní náhrady, kde polyetylenové částice v důsledku otěru vznikají. Setkáváme se s nimi však i v oblastech vzdálených, do kterých jsou částice zanášeny pravděpodobně lymfatickými cestami, snad i cestou krevní. Dosud nebyly popsány celkové klinické projevy tohoto onemocnění, klinický obraz se manifestuje tedy vždy jen příznaky lokálními. Lokální projevy PE choroby mají tak velké důsledky, že dnes stojí v popředí zájmu všech ortopedů, kteří se zabývají kloubními náhradami.
Ke vzniku otěrových částic dochází následkem vzájemného pohybu mezi dvěma nosnými povrchy. Rozdílné tribologické parametry, materiál a kvalita artikulačních povrchů a charakteristiky pohybů u totálních aloplastik kolenního a kyčelního kloubu se odrážejí i v morfologii jednotlivých otěrových částic. K otěru dochází za určitých podmínek, které nazýváme mody otěru. Při modu 1 vzniká otěr vzájemným pohybem dvou primárních povrchů, tj. částí endoprotézy určených k artikulaci (např. pohyb hlavičky vůči polyetylenové jamce) (obr. 1). Stav, při němž se primární povrch pohybuje proti sekundárnímu povrchu (např. situace, při níž hlavička penetruje modulární polyetylenovou komponentu a artikuluje s kovovou kotvicí částí jamky), označujeme jako mod 2 (obr. 2). Mod 3 je tzv. third body wear, při němž je mezi dvěma vzájemně se pohybujícími primárními povrchy vmezeřeno třetí těleso, které může být složeno z většího množství částic. Jsou to např. uvolněné fragmenty kostního cementu, drobné částice kosti nebo kovové částice z povrchu implantátu. Mod 4 přichází v úvahu při vzájemném kontaktu dvou sekundárních povrchů (např. impingement krčku femorální komponenty o okraj acetabulární komponenty) nebo při vzájemném pohybu polyetylenové artikulační vložky proti kovové kotvicí části - tzv. backside wear (obr. 3).

Otevřenou otázkou zůstává efekt lubrikace na tribologické chování artikulujících materiálů u aloplastik velkých nosných kloubů. Výsledky laboratorních pokusů, při kterých bylo použito k lubrikaci umělých kloubů různých lubrikantů (fyziologický roztok, bovinní sérum), naznačují, že typ a množství lubrikační tekutiny mohou výrazně ovlivňovat otěrové vlastnosti použitých polymerů. Zajímavou skutečností je, že lubrikace umělých kloubních náhrad není při použití dokonale hladkých povrchů ideální. Lubrikační vlastnosti se dramaticky zlepšují po speciální úpravě artikulujících povrchů - např. hlavice opatřená přesně definovanými mikroskopickými prohlubněmi. Lubrikací je možno zásadním způsobem tření snížit.
Je nutno zdůraznit, že sebelepší fyzikální model sil působících na jednotlivé komponenty implantátů u náhrad velkých nosných kloubů nedokáže předpovědět chování těchto komponent in vivo.
Polyetylen je termoplastický materiál, jehož vlastnosti silně závisí na jeho molekulární i nadmolekulární struktuře dané polymerací a následným zpracováním. HDPE vyráběný pro speciální účely včetně ortopedických aplikací má molární hmotnost řádově asi 2-6 milionů a je označován jako ultravysokomolekulární polyetylen (UHMWPE).
V dnešní době se k výrobě PE artikulačních vložek používají tři metody. První metodou je přímé tvarování, při němž je prášek umístěn do formy, ve které je vytlačen do konečné podoby. Druhá metoda spočívá ve výrobě UHMWPE tyčí o průměru 5-15 cm extrudérem, ze kterých je pak finální výrobek vysoustružen. Třetí metodou je tvarování velkých, až 20 cm silných a 244 cm širokých plátů, ze kterých je pak obráběním vyprodukován konečný tvar implantátu.
Při všech výše zmíněných procesech je UHMWPE zahříván nad hodnotu svého bodu tání. Zvyšování teploty UHMWPE může změnit jeho původní fyzikální vlastnosti.
Ke strukturním změnám může docházet i během sterilizace komponenty a jejím skladováním před aplikací.
Odolnost UHMWPE vůči otěru závisí také na typu použité sterilizace. V minulých dvou desetiletích byla většina komponent z UHMWPE sterilizována zářením v dávkách 2,5 - 4,0 Mrad, přičemž komponenty byly baleny za přístupu vzduchu. Nyní je všeobecně známo, že kyslík, který je při ozařování přítomen v polyetylenu nebo který do něj difunduje během skladování, reaguje s kyslíkovými radikály vznikajícími při ozařování. Výsledkem této reakce (oxidace) je přerušení řetězců polymeru, což má za následek snížení odolnosti vůči otěru a následné časné selhání materiálu. Na druhé straně, je-li při sterilizaci přítomno určité malé množství kyslíku, pak vznikající kyslíkové radikály mohou vytvářet vazby typu C-C mezi přilehlými polyetylenovými molekulami, tzv. crosslinking. Některé laboratorní testy prokazují, že takovéto síťování řetězců, je-li přítomno v určitém množství, snad zlepšuje odolnost UHMWPE vůči otěru. Faktem ovšem je, že pokusy kvantitativně vyjádřit míru sesíťování (stupeň síťování, obsah gelu, nerozpustný podíl atd.) a korelovat ji s hodnotami otěru jsou ojedinělé.
V poslední době někteří výrobci vzhledem k možnosti vzniku a setrvání volných kyslíkových radikálů při sterilizaci gama zářením v polyetylenu prosazují sterilizaci bez použití záření např. pomocí etylenoxidu.
Snaha výrobců o snížení PE otěru je dnes nejčastěji prezentována výrobou tzv. crosslinked polyetylenových komponent. Crosslinking neboli síťování řetězců molekul je změna strukturální orientace PE řetězců, které jsou navzájem spojovány C-C vazbami. Tyto vazby vznikají při ozáření vysokoenergetickým zářením 2,5 - 25 Mrad. Jejich podkladem jsou vznikající volné radikály, ovšem za předpokladu, že tato reakce probíhá za nepřítomnosti kyslíku. Samotné ozáření však nestačí k tomu, aby se zvýšila odolnost UHMWPE vůči otěru, protože výrazně roste jeho křehkost, která je dána krystalinitou, což je poměr mezi amorfní a krystalickou fází PE. Nepříznivý růst krystalinity a tím i zvyšující se křehkost lze eliminovat současným zahřátím PE nad jeho teplotu tání (cca 145 °C), což je označováno termínem heat treatment. Toto současné zahřátí spojené s iradiací představuje však technologické problémy při výrobě.
Tvar a velikost uvolněných UHMWPE částic velmi úzce souvisí s mechanismy jejich vzniku. V periprotetických tkáních tak lze nalézt morfologicky velmi různorodé částice. Drtivou většinu však tvoří elementy menší než 4 mikrometry, z nichž více než 90 % je menších než 1 mikrometr - jak ukazuje obraz 5, získaný z našich vlastních pozorování.
Uvolňující se PE částice jsou pohybem implantátu a tím vznikajícími hydraulickými fenomény vtlačovány do štěrbinovitého prostoru, který obklopuje částečně nebo úplně implantát - tzv. effective joint space. Ten je dán kvalitou osteointegrace implantátu. Je tím větší, čím je horší spojení implantátu s kostním lůžkem. Za optimální situace a ideální osteointegrace implantátu by efektivní kloubní prostor sahal k okrajům kloubní jamky a k místům, kde dřík vystupuje z dřeňové dutiny femuru. Ve skutečnosti je však toto pouze zbožným přáním ortopedů, protože téměř nikdy se tohoto ideálního stavu osteointegrace nedaří dosáhnout. Zdá se, že nejlepší výsledky osteointegrace a tím i redukce effective joint space poskytují implantáty opatřené tzv. porous coating a nástřikem hydroxyapatitu, který vede k tzv. vazebné osteogenezi (obr. 5).

Polyetylenové částice v efektivním kloubním prostoru přicházejí do kontaktu s tkáněmi ohraničujícími tento prostor. Tyto částice iniciují reakci organismu na cizorodý materiál. Zánětlivý proces je zahájen fagocytózou PE částic makrofágů. Makrofágy jsou schopny fagocytovat částice do velikosti 2,5 mikrometru, přičemž ale nejčastěji jsou fagocytovány částice o 0,3-0,5 mikrometru, které mají pravděpodobně největší aktivační potenciál pro tuto buňku. V literatuře se dále udává tzv. kritické množství částic - cca 1010 v jednom gramu tkáně, při kterém dochází k progresi zánětlivého procesu a inicializaci osteolýzy. Velké částice polyetylenu, které nemohou být fagocytovány jedním makrofágem, jsou obklopeny větším počtem makrofágů - ty pak splývají a vytvářejí mnohojaderné obrovské buňky z cizích těles.
Základním patofyziologickým mechanismem v procesu uvolnění je pravděpodobně reakce na cizí těleso. V první fázi dochází k adsorpci proteinů z krevní plazmy nebo tkáňové tekutiny (koagulační faktory, faktory komplementu apod.) na otěrové částice. V další fázi jsou adsorbované proteiny rozpoznávány specifickými povrchovými receptory monocytů, makrofágů a trombocytů. Adherované monocyty se aktivují, exprimují některé receptory (např. membránové lektiny) a mění se v makrofágy, jež poté fagocytují otěrové částice. Makrofágy mohou posléze splývat v mnohojaderné buňky a svými produkty, zejména IL-1 a TNF, vyvolávají lokální nebo systémovou reakci. V tkáni obklopující uvolněnou kloubní náhradu byla identifikována celá řada cytokinů: macrophage-colony stimulating factor (M-CSF), řada interleukinů (IL-1, IL-6), TNFa, prostaglandinů (E2), transformující růstové faktory (TGFb), metaloproteinázy. Osteoklasty, které jsou přítomny v kosti, jsou mnohojaderné velké buňky se schopností resorbovat mineralizované tkáně a působit osteolýzu. Vznikají z prekurzorových buněk (prefusion osteoclasts), které jsou produkovány při krvetvorbě z kmenových buněk v kostní dřeni. K transformaci prekurzové buňky ve zralý osteoklast je zapotřebí dvou základní faktorů - M-CSF (makrophage-colony stimulating factor) a RANKL (receptor activator of nuclear factor-B ligand).
V současné době je ve vyspělých zemích implantováno zhruba 1000 - 1200 kloubních náhrad na 1 milion obyvatel. Po 5 letech od implantace se obvykle začínají projevovat lokální projevy PE choroby, kterých přibývá v závislosti na intenzitě použití a zátěže protézy. Jistou závislost je však možno vypozorovat i na typu použité endoprotézy, a zejména pak na vlastnostech použitého polyetylenu. Jasný průkaz o faktické kvalitě endoprotéz je velmi obtížné získat, protože existuje množství faktorů, které mohou životnost kloubní náhrady kromě polyetylenového otěru ovlivňovat. Jsou to zejména: technika implantace endoprotézy, hmotnost a pohybová aktivita pacienta, individuální reakce pacienta na cizorodý materiál.
Hlavními klinickými projevy vznikající polyetylenové choroby je bolest. Bolest je vždy vázána na pohyb a zátěž kloubu, nemusí však být trvalá. RTG nález je charakteristický a projevuje se translucentními zónami (obr. 6). Je zajímavou skutečností, že u některých pacientů je bolest zcela nepatrná i v případech rozvinutého rozsáhlého polyetylenového granulomu (obr. 8). Z tohoto důvodu je pro indikaci reimplantace daleko významnější RTG obraz než subjektivní potíže pacienta.
Problémy s rozvojem polyetylenové choroby vedly řadu autorů ke snaze odstranit polyetylen jako kontaktní povrch. Vracejí se znovu konstrukce endoprotéz, kde povrchy hlavice i kloubní jamky jsou z vysoce dokonale opracovaného vitalia (chrom-kobalt-molybdenové slitiny). Konstruktéři těchto implantátů vycházejí z velmi dobrých výsledků historických náhrad McKee-Farrarových, které byly implantovány vlastně ještě dříve, než vznikla Charnleyova artroplastika s nízkým třením.
Kromě kovových endoprotéz využívajících vitalia byly činěny i pokusy s náhradami titanovými, z nichž nejznámější byla endoprotéza Sivašova (obr. 9.).

Významným pokrokem však je použití endoprotéz s kontaktním povrchem keramika-keramika. Tento materiál při správném zpracování produkuje velmi malý počet otěrových částic, které nevedou k tak výrazné tvorbě otěrových granulomů jako polyetylen. První masově používanou endoprotézou s tímto kontaktním povrchem byla náhrada Mittelmeierova, kterou jsme rovněž používali a která byla dodávána firmou Osteo.
Keramické jamky byly později vyvinuty i v Čechách a dodávány po určitou dobu firmou Diaz Turnov, než tato firma ukončila svou činnost fúzí s firmou Saint Goben.
Masivní jamka Mittelmeierova byla pro obtížnou techniku implantace provázenou často ztrátou kostní tkáně brzy opuštěna.
Řada výrobců ovšem využila dobrých zkušeností s párováním keramika-keramika k vývoji nových typů endoprotéz s keramickými vložkami, kterých bylo možno alternativně s vložkami polyetylenovými použít do kotvicích částí kloubních jamek.
Dnes existuje celá řada firem využívajících tohoto kontaktního povrchu ke zvýšení životnosti kloubních náhrad. Byly vyvinuty i nové typy keramiky, která má vyšší pevnost než původní korundová keramika (Al2O3), takže artikulační vložky mohou být podstatně tenčí při zachované spolehlivosti, což poskytuje možnost použít větších průměrů hlavic. Zpočátku se obecně tvrdilo, že velké hlavice jsou z hlediska otěru nevýhodné pro vysokou povrchovou rychlost při pohybu. To se ukázalo jako omyl, protože tribologické studie naopak ukazují, že zvýšená rychlost pohybu lubrikovaných proti sobě se pohybujících ploch otěr snižuje. Navíc mají velké hlavice větší stabilitu a lepší rozsah pohybu, takže se začínají více a více používat. Zásadním problémem bohužel zůstává vyšší cena všech takovýchto implantátů.

I. ortopedická klinika 1. LF UK, FN Motol, Praha
Tato práce vznikla v rámci řešení grantových projektů
MŠMT ČR 2B06096, MZ ČR MZO 00064203-6604 a AV ČR IAA200710504