Использование биомеханических методов в системе комплексной оценки состояния пациентов после эндопротезирования тазобедренного сустава

Безгодков Ю.А.; Воронцова Т.Н.; Ауди К.

Ю. А. Безгодков, Т. Н. Воронцова, К. Ауди

ИСПОЛЬЗОВАНИЕ БИОМЕХАНИЧЕСКИХ МЕТОДОВ В СИСТЕМЕ КОМПЛЕКСНОЙ ОЦЕНКИ СОСТОЯНИЯ ПАЦИЕНТОВ ПОСЛЕ ЭНДОПРОТЕЗИРОВАНИЯ ТАЗОБЕДРЕННОГО СУСТАВА

Кафедра госпитальной хирургии с курсами травматологии и ВПХ Санкт-Петербургской государственной педиатрической медицинской академии; Российский научно-исследовательский институт травматологии и ортопедии имени Р. Р. Вредена

ЭНДОПРОТЕЗИРОВАНИЕ ТАЗОБЕДРЕННОГО СУСТАВА И ЕГО ОСЛОЖНЕНИЯ

Приобретенные патологические изменения в суставах, и особенно крупных, являются самой актуальной проблемой современной ортопедии. Значимость этой проблемы предопределяется целым рядом причин. Патология тазобедренного сустава остается наиболее частой причиной временной нетрудоспособности, а инвалидность, по данным разных авторов, составляет от 7 до 37,6 % от числа всех инвалидов с поражениями опорно-двигательной системы [22].

В последние десятилетия тотальное эндопротезиро-вание становится одним из основных методов лечения тяжелых патологических изменений тазобедренного сустава, позволяющих восстановить опороспособ-ность бедра, добиться достаточной амплитуды движений, избавить пациента от боли, хромоты, возвратить его к активному образу жизни [18, 22].

Во-первых, масштабностью контингента пациентов, страдающих от различного рода патологических изменений в суставах [4, 14, 16]. Во-вторых, заметным «омоложением» контингента эндопротезируемых за счет расширения показаний к этому виду операций [12, 16, 33]. В-третьих, существенным количественным сдвигом контингента, не только в сторону более молодых возрастных групп, но и за существовавшие до недавнего времени возрастные границы операбельности пожилых пациентов [1, 10, 30]. В-четвертых, появление большого числа все новых типов эндопротезов и лекарственных препаратов, активно применяемых в до- и послеоперационном периоде, также позволяет существенно расширить показания в пользу именно этого оперативного вмешательства [22, 27].

Процесс внедрения и становления методики энд-опротезирования был долгим, трудным, многогранным и не завершен до настоящего времени. С каждым годом количество пациентов, перенесших замену одного или нескольких суставов на имплантат, неуклон-

СПбГМУ

но возрастает. Абсолютное количество первично установленных эндопротезов нарастает в соответствии с потребностью в данном виде оперативного вмешательства. Оно обусловлено уровнем заболеваемости крупных суставов у населения и количеством травм, приводящих к эндопротезированию. Пропорционально количеству первично установленных эндопротезов возрастает количество ревизионных эндопротезирова-ний, которое обусловлено еще более длинным перечнем причин. В настоящее время эндопротезирование стало «операцией выбора» не только при различных дегенеративных и онкологических заболеваниях суставов, но и части травм, показав высокую эффективность в ликвидации основных симптомов [17, 28]. Несмотря на достигнутые ближайшие успехи оперативного лечения, по данным зарубежных источников, за период наблюдения через 1 год и 5 лет положительные результаты после эндопротезирования отмечаются в 76-89 % случаев [31].

По мере накопления опыта во многих клиниках стал проводиться анализ результатов использования наиболее распространенных конструкций в течение нескольких лет, выявивший снижение числа положительных исходов в более отдаленные сроки после имплантации. Эта тенденция наблюдалась всеми авторами, занимающимися эндопротезированием. Использование современных имплантатов, гораздо более качественных, чем 20-25 лет назад, изменило сроки возникновения осложнений, но сами осложнения никуда не исчезли.

Среди осложнений, возникающих при эндопротези-ровании тазобедренного сустава, наиболее часто встречаются следующие: операционные - повреждение нервов, повреждение бедренной артерии или вены, острое падение артериального давления или остановка сердца, переломы бедра и его перфорация инструментом, склонность к вывиху головки протеза, подвывих сухожилия m. iliopsoas, кровотечение, укорочение или удлинение конечности; послеоперационные -вывих головки протеза, гематома, некроз линии шва, тромбоэмболия, сосудистые осложнения, delirium tremens, ослабление отводящих мышц, инфекция; поздние - износ и разрушение компонентов протеза, параартикулярная гетеротопическая оссификация, ложный сустав большого вертела, деформирующий артроз вертлужной впадины при однополюсном эндоп-ротезировании, инфекция, асептическое расшатывание, миграция бедренного и (или) тазового компонента, переломы костей таза и бедра преимущественно в области конца ножки [11, 13, 32, 34].

Роль и степень значимости факта цементной и бесцементной фиксации в патогенезе асептического расшатывания долго служили предметом дискуссий, и этот вопрос не решен до сих пор [5, 26, 29]. Многолетний опыт ортопедов позволил сделать заключение, что результаты первичного тотального цементного эндопротезирования превосходны в ближайшее вре-

мя, но ухудшаются со временем. Это противоположно результатам бесцементного тотального эндопротези-рования, которые не только удовлетворительны в короткое время, но имеют тенденцию к улучшению со временем. Поэтому бесцементное первичное тотальное эндопротезирование стало считаться рациональным лечением молодых активных пациентов.

Помимо биологических, у рассматриваемой проблемы есть и технические причины. Так, недостатки конструкций, неправильная их установка, снижение механических свойств костной ткани (неучтенный на момент операции выраженный остеопороз и образование кист, анатомические особенности бедренной кости и вертлужной впадины) приводят к несоответствию между функциональными нагрузками и возможностью костной ткани к их перенесению, при этом установка эндопротеза в максимально медиальном и вальгусном положении снижает изгибающий момент на ножку и эндопротез в целом и способствует более равномерному распределению нагрузок в зоне имплантации.

В регуляции состояния костной ткани вокруг эндо-протеза участвует целая группа взаимосвязанных физиологических механизмов. Среди них нервно-трофическая регуляция состояния кости, нейромедиаторы, гормоны, нейропептиды и другие вещества, расширяющие влияние нервной системы на трофику организма и пролонгирующие его, особенности кровоснабжения, интерстициального тока жидкости в кортикальной кости и изменение объема кости при ее деформации [22, 23]. Таким образом, несмотря на сложный и до конца не изученный на сегодняшний день механизм асептического расшатывания эндопротеза, очевидно, что анатомо-функциональные (биомеханические) факторы играют в нем ключевую роль по следующим основным причинам: при применении одинаковых материалов в разных конструкциях наблюдаются разные результаты; износ материалов эндопротеза непосредственно зависит от механических условий его работы; механическая нагрузка на кость определяет ее строение [7, 18].

Говоря о вероятности развития асептического расшатывания, ряд авторов утверждают, что прогноз на ближайшее время можно сделать непосредственно после операции на основании анатомо-функцио-нальной оценки состояния искусственного сустава с помощью методов математического моделирования, а клинико-рентгенологическое обследование пациентов через два года определяет прогноз отдаленных результатов [18, 22].

Так как анатомо-функциональные факторы играют ключевую роль в патогенезе асептического расшатывания и миграции компонентов эндопротеза, вероятно, целесообразно более детально проанализировать возможности и результаты исследований, выполненных в этом направлении с помощью методов ортопедической биомеханики [8].

ОСНОВЫ БИОМЕХАНИКИ

Период 1970-1980-х гг., в отличие от настоящего времени, характеризовался значительным интересом к проблемам ортопедической биомеханики. Так, еще в 1975 г. X. А. Янсоном [23] опубликован фундаментальный труд «Биомеханика нижней конечности человека», который и по сей день не утратил своей актуальности. Большое внимание уделялось раньше изучению биомеханики движения. Исследования, как правило, проводились для обоснования остеотомий, остеосинтеза и изучения некоторых проблем эндопро-тезирования, в том числе до и после эндопротезирова-ния тазобедренного сустава [21, 24].

Клиническая биомеханика является составной частью медицинских наук: ортопедии, травматологии, протезирования, реабилитологии, лечебной физкультуры, педиатрии, физиологии и многих других. Клиническая биомеханика - научное направление, в котором с позиций механики и общей теории управления с помощью специализированных методов исследования изучается двигательная активность человека в норме и патологии.

Биомеханика - одна из самых старых ветвей биологии. У ее истоков стояли такие величайшие мыслители прошлого, как Аристотель, Гален, Леонардо да Винчи. В своих естественно-научных трудах «Части движения и перемещение животных» Аристотель заложил основу того, что в дальнейшем, спустя 2300 лет, назовут биомеханикой. В своих научных трактатах он свойственным ему стилем описывает животный мир и закономерности движения животных и человека. Он писал о частях тела, необходимых для перемещения в пространстве (локомоции), о произвольных и непроизвольных движениях, о мотивации движений животных и человека, о сопротивлении окружающей среды, о цикличности ходьбы и бега, о способности живых существ приводить себя в движение и многом другом. Величайший ученый-медик Античного времени Клавдий Гален (131-201 гг. н. э.), в соответствии с мировоззрением Античного времени, понимая целостность организма, писал: «В общей совокупности частей, все находится во взаимном согласии и... все содействует деятельности каждой из них». Изучение нервов позволило Галену сделать вывод о том, что они по своей функциональной особенности делятся на три группы: идущие к органам чувств - выполняют функцию восприятия; идущие к мышцам - ведают движением; идущие к органам - охраняют их от повреждения. Он экспериментально доказал, что конечность попеременно то сгибается внутренними, то разгибается наружными мышцами.

В 1926 г. Н. А. Бернштейном на основе исследований в биомеханической лаборатории Центрального института труда была издана «Общая биомеханика» как первая часть «Основ учения о движениях человека». Поставив в центр внимания проблему активности организма по отношению к среде, он объединил био-

механику и нейрофизиологию в единую науку - физиологию движений. Его теория многоуровневого управления движениями, в том числе локомоциями человека, положила начало развитию новых принципов понимания жизнедеятельности организма. Ряд его работ посвящены изучению динамики мышечных сил и ин-нервационной структуры двигательных актов и усовершенствованию техники регистрации и анализа движений (кимоциклограмма, циклограмметрия).

Для изучения биомеханики всего опорно-двигательного аппарата на макроуровне в настоящее время используются два направления: оптическое и механическое (ангулометрия), например, система ELITE, в которой цифровые видеокамеры фиксируют движения всех сегментов опорно-двигательного аппарата одновременно в трех плоскостях. После компьютерной обработки полученных данных можно визуализировать и подвергать количественному анализу общие и частные стороны локомоторной системы. Для обеспечения второго направления в России предложен биомеханический комплекс «МБН Биомеханика».

Для исследования биомеханики нижних конечностей в настоящее время широко применяют различные динамометрические и тензометрические компьютерные комплексы с матричными измерителями давления под стопами, выполненными в виде стелек типа «ДиаСлед» (Россия) и «Текскап» (США) или в виде ковриков (типа «Медиана» или платформы Кистле-ра). В тензометрических стельках и платформах находятся датчики, которые определяют степень давления под различными частями стоп. Они позволяют также контролировать проекцию центра тяжести и траекторию ее смещения. По полученным числовым данным строят графики и проводят сравнительный анализ. Разрешающая способность этих методов зависит от количества, плотности датчиков и их чувствительности.

БИОМЕХАНИКА ТАЗОБЕДРЕННОГО СУСТАВА

Самый крупный сустав человеческого тела - тазобедренный - обладает тремя степенями свободы, поскольку допускает движение бедра в переднезаднем направлении, отведение в сторону и вращение вокруг вертикальной оси, обеспечивающее поворот всей ноги. Следует заметить, что все перечисленные движения ограничиваются связками. При каждом шаге нога, на которую опирается человек, поворачивается относительно таза примерно на 1 рад (57°). При этом сочленовная поверхность бедра (головка), радиус которой составляет около 2 см, скользит по поверхности верт-лужной впадины и проходит путь, примерно равный своему радиусу. В соответствии с его формой и состоянием окружающих тканей, максимальная общая амплитуда сгибательно-разгибательных движений составляет 140°, приведения-отведения - 75° и ротация - 90°. При ходьбе используемая амплитуда движений в тазобедренном суставе значительно меньше

СПбГМУ

потенциально возможной: сгибательные и разгибатель-ные движения не превышают 50-60° при минимуме приведения отведения и ротации. В повседневной жизни максимальная двигательная нагрузка, которая выпадает на сустав, связана с надеванием обуви или носков и в целом предполагает примерно 160-170° общей суммарной подвижности, которая включает сгибание, отведение и наружную ротацию.

Биомеханика тазобедренного сустава сложна и меняется в зависимости от положения человека при ходьбе, в покое, при стрессовых нагрузках. Различают двух-опорную фазу шага, когда нагрузка распределяется равномерно между двумя суставами, и одноопорную фазу, когда масса тела перераспределяется на одну ногу. В этой фазе шага, в свою очередь, выделяют опору на пятку, опору на всю стопу и толчок передним отделом стопы. Суставы испытывают очень большие нагрузки, степень которых зависит от массы тела и скорости движения. Так, при ходьбе со скоростью 1 м/с нагрузка на тазобедренный сустав достигает 6 кн, что на порядок больше веса человека.

Исследования по распределению нагрузок в тазобедренном суставе важны для того, чтобы лучше понять функцию нормального и пораженного суставов, патогенез патологического процесса в тазобедренном суставе, выработать оптимальный способ лечения с точки зрения выбора наилучшего имплантата, возможности выполнения корригирующей остеотомии и составления индивидуальной реабилитационной программы. Общее представление о распределении сил, действующих в тазобедренном суставе, может быть получено при статистическом анализе векторов сил, воздействующих на сустав в одной плоскости во время опоры на ногу. Два других метода расчета предполагают прямое измерение имплантированными приборами либо математическое моделирование нагрузок на сустав одним из известных способов.

X. А. Янсон усреднил приводимые в литературе показатели нагрузки (р - вес тела без опорной конечности) на тазобедренный сустав при разных условиях: при сгибании в исследуемом тазобедренном суставе с выпрямленным коленом нагрузка составляет 2,0 р, с согнутым коленом - 1,0 р, при разгибании - 2,0 р, при отведении - 0,6 р, в положении сидя - 0,1 р, при опоре на обе ноги - 0,3 р, при опоре на данную ногу -2,4 р, при передвижении в обычном темпе по ровной поверхности - 2,0 р, при подъеме и спуске по наклонной плоскости - 2,5 р, при быстрой ходьбе - 4,3 р [23].

В положении стоя нагрузке подвергается вся суставная поверхность вертлужной впадины, и примерно 70-80 % головки бедренной кости находится в контакте с суставной впадиной. Только нижняя поверхность головки бедренной кости и участок вокруг fovea capituli femoris остаются ненагружаемыми, что соответствует расположению круглой связки бедра и жировой подушки в области fossa acetabuli. При ходьбе во время движения в суставе свод вертлужной впади-

ны не испытывает длительной нагрузки, и только передняя и задняя части головки поддерживают с ней контакт. Используя для измерений эндопротез тазобедренного сустава, определили, что контактное давление в задневерхнем отделе вертлужной впадины при вставании больного со стула было более 18 мПа. Этот переход от частичного контакта при движении сустава к полному при опоре на ногу является причиной изменения зоны нагрузки на поверхности головки бедренной кости во время ходьбы. При наличии дисконгруэнтно-сти во время ходьбы может создаваться контактная область с высоким давлением. Однако этого не происходит, так как в результате деформации двух слоев суставного хряща и подлежащей субхондральной костной ткани увеличиваются как зона контакта, так и конгруэнтность суставных поверхностей. Таким образом, дисконгруэнтность в фазе движения в суставе переходит в конгруэнтность при опоре на ногу, что позволяет суставу распределять большие нагрузочные силы более эффективно, но создает высокое давление в суставе при ходьбе более 21 мПа. Это высокое давление хорошо переносится здоровым тазобедренным суставом, однако при наличии дисплазии сустава регулярные перегрузки одного и того же участка костной ткани приводят к развитию дегенеративно-дистрофических изменений. Кроме того, возникает практически значимый вопрос: а не является ли это давление фактором, обеспечивающим перенос продуктов стирания полиэтилена «дебриса» в ткани, окружающие ножку и вертлужную впадину, после эндопроте-зирования.

Важным моментом в оценке биомеханических предпосылок развития многих патологических процессов является анализ формулы равенства момента сил. При уменьшении расстояния между большим вертелом и центром ротации головки бедренной кости (это наблюдается при coxa valga, укорочении шейки бедра вследствие травмы или перенесенной болезни Легг-Кальве-Пертесса и др.). Уменьшается плечо, что приводит к пропорциональному увеличению мышечной силы и суммарной силы, воздействующих на тазобедренный сустав.

Сгибательно-приводящая контрактура сустава с наружной установкой ноги, наиболее часто встречающаяся при коксартрозе, обуславливает значительное увеличение нагрузки на тазобедренный сустав. При этом наблюдается перекос таза, что приводит при опоре на больную ногу к более значительному смещению центра тяжести в сторону неопорной нижней конечности. В соответствии с этим для уравновешивания сустава необходима большая мышечная сила, что, в конечном итоге, увеличивает общую нагрузку на сустав.

Приведенные принципы и расчеты нагрузки на тазобедренный сустав распространяются на случаи имплантации искусственного сустава (эндопротеза). Интересные данные были получены при триаксиальной

телеметрии после тотального эндопротезирования тазобедренного сустава. В положении опоры на две ноги измеряемая нагрузка на сустав равнялась массе тела. Одноопорная нагрузка на ногу соответствовала 2,1 массы тела, пики нагрузки наблюдались при ходьбе и равнялись от 2,6 до 2,8 массы тела. Телеметрические измерения выявили появление больших сил, направленных на скручивание в области головки и шейки эндопротеза при ротационных движениях.

Исследовалась биомеханика и клинико-рентгеноло-гические результаты применения резьбовых чашек параболической, конической и полусферической формы, на основании чего было доказано, что полусферическая форма чашек способствует более оптимальному распределению нагрузок на костное ложе и меньше способствует развитию асептического расшатывания [25].

Нельзя утверждать, что с ослаблением интереса у отечественных и зарубежных ученых к проблемам биомеханики исследования прекратились вообще. На их место пришли другие, более углубленные и несколько видоизмененные технологии исследования поведения живого и искусственного сустава. Одним из таких научно-исследовательских методов, получивших возможность реализоваться благодаря новейшим компьютерным технологиям, стал математический метод конечных элементов. На его основе при помощи моделирования были разработаны целые исследовательские программы [3, 15, 22, 35].

Конечно-элементное моделирование используется для изучения проблем эндопротезирования - контакта ножки эндопротеза и цемента, при этом оптимальная толщина цемента составляет 3-4 мм, наибольший коэффициент трения наблюдается в области шпоры и конца ножки эндопротеза, а применение воротника может замедлить или даже остановить разрушение связи ножки эндопротеза с цементной мантией, демонстрируется возможность пластической деформации полиэтилена в эндопротезе тазобедренного сустава - при наличии дефекта (царапины) головки возможно ускорение износа полиэтиленового компонента в 20-70 раз.

ОБЪЕКТИВНЫЕ МЕТОДЫ ОЦЕНКИ СОСТОЯНИЯ И ФУНКЦИИ ТАЗОБЕДРЕННОГО СУСТАВА

«ДиаСлед-Скан» - аппаратно-программный комплекс для регистрации, отображения и обработки информации о динамике распределения давления между стопой и опорной поверхностью, плантографии, подо-графии и анализа рентгенограмм. «ДиаСлед» позволяет выявить нарушения опорно-двигательной функции, которые могут быть первыми признаками патологии, еще до развития деформации. Применение его при выборе конструкции ортопедического изделия позволяет значительно повысить качество ортопедического обеспечения, достичь максимальной комфортности ортопедических стелек и обуви, предотвратить развитие вторичных деформаций.

Достаточно часто медицинские измерения проводятся технически неподготовленным персоналом (врачами, медсестрами), поэтому при создании медицинских приборов (в которых измерительная информация является законченной с точки зрения физических величин) информация должна быть наиболее полной и максимально понятной. Этим противоречивым требованиям удовлетворяют современные компьютеризированные измерительные комплексы.

Разрабатывая систему унификации инструментальной оценки функциональной эффективности протезирования пациентов после ампутации нижних конечностей и ортезирования при патологии стопы, Л. М. Смирнова обосновала применение иерархического анализа для объективной оценки [20].

Обосновав совокупность методов, которые должна реализовывать универсальная измерительно-информационная система для оценки результатов протезирования и ортезирования нижних конечностей, она отмечает проблемы синтеза и метрологического обеспечения унифицированной системы с преобразователями различных физических величин, изготовленными разными производителями. Ею были предложены альтернативные специализированные измерительно-информационные системы, функционально ориентированные на специфику условий работы различных типов предприятий протезно-ортопедической отрасли [20].

Основные исследования возможностей использования аппаратно-программного диагностического комплекса (ДК) «ДиаСлед-Скан» ведутся в области изучения патологии стоп. Разработаны биомеханические (нагрузочные) тесты для оценки рессорности сводов стопы при плантоподографическом обследовании, способы регистрации изображения стопы, выбора оптимального способа регистрации на основе анализа качества получаемого изображения, скорости обследования и возможности проведения предложенных биомеханических тестов.

При изготовлении ортопедических стелек необходим учет индивидуальных особенностей строения и функции опорно-двигательного аппарата пациента, в том числе характера взаимодействия стопы с опорой. Для этого проводится обследование пациентов на ДК «Диаслед-О», состоящем из набора гибких измерительных стелек, содержащих тензометрические датчики давления (до 256 штук на пару, в зависимости от типоразмера), которые посредством блоков сканирования и преобразования соединены с персональным компьютером. Это дает возможность получить информацию о динамике силового взаимодействия стоп с опорой, как при статическом положении пациента, так и при ходьбе. Программное обеспечение комплекса позволяет выявлять распределение давления по подошвенной поверхности стопы, как в цифровом виде, так и в виде цветовой палитры; определять траекторию мгновенного центра давления стопы на опору,

СПбГМУ

которая косвенным образом позволяет оценить положение общего центра массы тела человека; также возможно отображение графиков измерения интегральной нагрузки на всю стопу. В норме распределение давления между правой и левой стопами симметричное (коэффициент симметрии равен 0,9-1,0). При этом наблюдается увеличение давления под передними отделами стоп, которое составляет 60 % от давления, приходящегося на всю подошвенную поверхность стопы. У больных с последствиями переломов пяточной кости симметрия в распределении давления при ходьбе нарушается за счет снижения давления под передним отделом пораженной стопы и увеличения давления под задним отделом другой стопы. Таким образом, исследование стопы с помощью ДК «Диаслед-О» позволяет дополнить клиническое представление о больном объективными данными о функциональном состоянии стопы, выявить особенности ее нарушения при данной патологии, что дает возможность осуществить рациональное индивидуальное ортопедическое обеспечение больных, позволяя значительно улучшить результаты ортопедического лечения в целом и повысить эффективность реабилитации больных.

Изготовление современных ортопедических протезов невозможно без объективной оценки биомеханических особенностей не только ампутированной, но и здоровой конечности. Так, после вычленения бедра при подготовке к протезированию с помощью ДК «Диаслед» обосновывается реализация позы вертикального стояния и акта ходьбы, открывая перспективное направление в протезировании инвалидов с ампутацией нижних конечностей на проксимальном уровне с применением новых подходов к конструкции и местоположению тазобедренного модуля. При ходьбе на протезе наблюдается выраженная асимметрия траектории миграции общего центра давления без характерного рисунка в виде «бабочки», а также практически полное отсутствие переката через искусственную стопу.

В норме ходьба представляет собой высокоавтоматизированный акт с вовлечением сил инерции, возникающих при переносе контралатеральной конечности над опорой. При помощи ДК «Диаслед» у пациентов с диабетической патологией нижних конечностей, независимо от состояния вышележащих отделов ОДС, выявлена выраженная вариабельность соотношения толчков. Коэффициент Ю принимает положительное или отрицательное значение на обеих стопах или различное значение под каждой стопой, что свидетельствует о нарушении стереотипа ходьбы. Распространенность деформаций стопы, симптомы диабетического поражения сосудов и нервов нижних конечностей, а также функционально-биомеханические нарушения, такие как локальные перегрузки на подошве стопы, нарушение балансировочной, толчковой и амортизационной функций, инерционного механизма и стереотипа ходьбы, указывают на необходимость использования средств ортопедической техники для защиты

стоп от повреждений и компенсации нарушенных функций [8].

Программно-аппаратный диагностический комплекс «ДиаСлед-Скан» используется для повышения качества ранней диагностики патологии опорно-двигательного аппарата на протезно-ортопедическом предприятии г. Уфа, позволяя выявить заболевание, когда наблюдаются только функциональные нарушения ОДС, что обеспечивает своевременное начало лечения и снижение риска развития патологии (развития вторичных заболеваний суставов, деформаций стоп и позвоночника), что в целом повышает оказание протезно-ортопедической помощи [9].

На начальном этапе реабилитационного периода (после приживления трансплантата, до активной нагрузки) исследование с помощью аппарата «ДиаСлед» позволяет получить объективную информацию о распределении нагрузок, что служит основанием для выработки адекватных требований к конструкции орте-за. Исследование дает возможность оценить эффективность произведенной ортопедической коррекции и, в случае необходимости, внести необходимые коррективы. При обследовании больных на ДК «ДиаСлед» до ортопедической коррекции в большей части наблюдений установлено смещение общего центра масс кпереди по отношению к норме; выраженная перегрузка в области латерального края плюсны; нарушение переката через стопу со снижением амплитуды переднего и заднего толчка при ходьбе.

С помощью ДК «ДиаСлед-Скан» были оценены статические и динамические параметры ходьбы у 25 женщин (28-53 лет) с двусторонним гонартрозом обменно-дистрофической этиологии I, II, III стадий. Проведен анализ влияния метода динамической электронейро-стимуляции на количественные характеристики биомеханических параметров ходьбы. Регистрация параметров проводилась в позе стоя, при привычном темпе ходьбы, дистанция - 10 м. Выявлено, что у всех пациентов с гонартрозом 1-3 степени уменьшается асимметрия показателей вариабельности и длины траектории центра давления по стопам и коэффициент асимметрии нагру-жения стоп при ходьбе, что является положительной динамикой проявления компенсаторной реакции изменения опорного контура при ходьбе при сохранении устойчивости. У пациентов с гонартрозом 1 степени регистрируется положительная динамика силовых характеристик цикла шага при сохраненных в норме временных показателей цикла шага, 2 степени - регистрируется положительная динамика временных и силовых характеристик цикла шага, 3 степени - регистрируется положительная динамика только временных характеристик цикла шага [6].

Исследование подографии у 40 пациентов с двусторонним коксартрозом III стадии до лечения и в течение 6-18 месяцев после операции эндопротезирова-ния тазобедренного сустава позволило выделить три типа приспособительных опорных реакций стоп при

ходьбе без дополнительных средств опоры. I тип характеризуется отсутствием асимметрии временных параметров цикла шага; асимметрия нагрузки на стопу в статике и в динамике не превышает 10 %; траектория общего центра давления на горизонтальной плоскости сохраняет четкий типичный рисунок «бабочки». II тип: асимметрия временных параметров цикла шага не более 20 %; двухопорный период шага увеличен на обеих конечностях; асимметрия нагрузки на стопу в статике и в динамике увеличена до 30 %; траектория общего центра давления на горизонтальной плоскости имеет асимметричный рисунок «бабочки». III тип: асимметрия временных параметров цикла шага превышает 20 %; соотношение «задний/передний толчок» меньше 1,0; асимметрия нагрузки на стопу в статике и в динамике увеличивается до 50 %; траектория общего центра давления на горизонтальной плоскости не образует рисунок «бабочки» [6].

При качественном анализе подографии диагностическую значимость имеют траектория общего центра давления на горизонтальной плоскости; степень выраженности изменений зоны демпферного провала, его отсутствие или сглаженность; наличие дополнительной волны или пика, что отражает ограничения опорной реакции конечности за счет уменьшения амплитуды движений в суставах и изменения рессорной функции нижней конечности.

Среди методов объективного обследования ОДС и вестибулярной системы немаловажную роль играют электромиография и стабилометрия. К электромеханическим компьютеризированным комплексам относятся стабилографы разданных модификаций с возможностью электромиографии, как отечественного, так зарубежного производств Стабилан-01 -02, MES 9000, отечественный электромиограф MG 440 фирмы «Микромед», «Феникс» фирмы «Нейро Тех» и зарубежный Nicolet spirit фирмы Nicolet 43 и многие другие. Создание высококачественных усилителей, дающих линейные характеристики в диапазоне высоких частот, и разработка методов катодной, а в последние годы электростатической регистрации, обеспечивающей неискаженное воспроизведение высокочастотных составляющих электрического потенциала до диапазона 20 000 Гц, привели к существенному прогрессу в области клинического применения электромиографии.

Электромиография до настоящего времени является доступным, объективным и информативным методом исследования функционального состояния нервно-мышечной системы. Электромиографическое исследование позволяет объективно контролировать эффективность лечения, прогнозировать время и этапы восстановления. Наиболее важным достижением электромиографии является создание концепции мор-фофункциональной организации нервно-мышечной системы, позволившей адекватно интерпретировать наблюдаемые в физиологических и патологических состояниях изменения электрогенеза мышц.

Принцип техники отведения и регистрации электро-миограмм не отличается от техники электрокардиографии и других электрографических методов. Система состоит из электродов, отводящих потенциалы с мышц, усилителя этих потенциалов и регистрирующего устройства. В электромиографии используются два вида электродов - поверхностные и игольчатые; их накладывают на кожу над областью двигательной точки мышцы. Преимуществом этого метода являются атравматичность, отсутствие риска инфекции, простота обращения с электродами, а безболезненность исследования не налагает ограничений на количество исследуемых за один раз мышц, делает этот метод предпочтительным при обследовании детей, а также при скриннинговых исследованиях. Недостаток метода в том, что он не позволяет исследовать отдельные мышечные потенциалы, поэтому для получения исчерпывающих сведений о функциональном состоянии мышц необходимо проводить глобальную электромиографию.

Игольчатые электроды бывают концентрическими, биполярными и монополярными. Разность потенциалов измеряют между корпусом иглы и кончиком центрального стержня. Иногда для увеличения локальности отведения иглу изолируют также снаружи, причем неизолированной оставляют только ее эллиптическую поверхность по плоскости среза. Приводимые в современных публикациях параметры потенциалов электромиографии относятся к электродам этого типа и размера. При существенном увеличении площади контакта отводящего электрода параметры потенциалов могут существенно меняться. Монополярный электрод представляет собой иглу, изолированную на всем протяжении, кроме заостренного конца, оголенного на протяжении 1-2 мм.

Независимо от типа электродов, различают два способа отведения электрической активности - моно-и биполярный. Преимущество монополярного отведения в возможности определить форму потенциала исследуемой структуры и истинную фазу отклонения потенциала. Недостаток в том, что при большом расстоянии между электродами в запись вмешиваются потенциалы от других отделов мышцы или даже от других мышц. При биполярном отведении поверхностные электроды регистрируют интерференционную активность многих взаимоналагающихся потенциалов действия двигательных единиц.

В современных приборах все эти проблемы минимизированы. Компьютерная обработка и хранение информации происходят за счет использования определенного математического языка, например, МЛТЬЛБ (сокращенно от МЛТг1х-ЬЛБОЯЛТОЯУ - матричная лаборатория), что обеспечивает скорость в обработке информации и ее доступность.

Стабилография - метод исследования баланса равновесия в вертикальной стойке и ряда переходных процессов посредством регистрации положения, отклоне-

СПбГМУ

ний и других характеристик проекции общего центра тяжести на плоскость опоры [19]. Поддержание равновесия при стоянии или сидении - процесс динамический. Тело человека совершает вокруг некоторого среднего положения от практически невидимых до хорошо заметных колебательных движений в различных плоскостях. Характеристики колебаний - амплитуда, частота, направление, а также среднее положение в проекции на плоскость опоры - являются чувствительными параметрами, отражающими состояние различных систем, включенных в поддержание баланса. Колебания тела происходят во фронтальной и сагиттальной плоскостях. Сагиттальная плоскость имеет наибольшую амплитуду колебаний центра давления в норме.

Стабилография как метод исследования в клинической практике используется относительно недавно, не более 20 лет. Активные исследования в этой области привели к формированию нескольких различных школ: европейской, американской, японской. Как любая методика клинического исследования, стаби-лометрия имеет свои требования, собранные и сформулированные в рекомендациях Международного общества исследования основной стойки в 1983 г. В 1986 г. Международное общество постурологии изменило свое название на Международное общество исследования положения тела и походки (International Society for Postural and Gait Research), при этом исследователи уверены, что стабилометрия еще не достигла своего полного потенциала как клинический инструмент.

Как метод исследования функций, прямо или косвенно связанных с поддержанием равновесия, стабило-метрия и ее варианты применяются во многих областях медицины: ортопедии-травматологии, неврологии, оториноларингологии, офтальмологии, реабилитоло-гии, мануальной медицине и т. д. Считается, что ста-билометрия не дает возможности определить этиологию локализацию повреждения, однако это функциональное исследование помогает выяснить состояние вестибулярного аппарата и позволяет клиницисту правильно выбрать лечение и консультировать пациента. При этом динамическая стабилоретрия - чрезвычайно полезный инструмент при исследовании больных с вестибулярной патологией, хотя данные исследования не всегда согласуются с клиническими или другими лабораторными исследованиями. Несогласованность этих данных с данными других методов исследования показывает, что получаемая посредством стабиломет-рии информация не дублируется и представляет совершенно иной пласт знаний [19].

Исследования баланса тела при сколиозе показали, что равновесие при юношеском идиопатическом сколиозе существенно отличается от такового у здоровых. Различия более существенны в условиях, когда предъявляются большие требования к проприорецеп-ции. При обследовании шведскими исследователями трех групп детей (больные сколиотической болезнью,

их родные братья и сестры и контрольная группа) было установлено, что родные братья и сестры больных ско-лиотической болезнью имеют существенные отличия от других групп (девиация ЦД в этой группе меньше, чем в других, но положение центра давления значительно более асимметрично, чем в группе сколиозов и контрольной). Если общий центр давления смещен назад, то это говорит о том, что пациент имеет болевой синдром в структурах задней стороны конечности. Отклонение туловища назад производит разгрузку мышечно-связочного аппарата (разгибателей голеностопного сустава, сгибателей тазобедренного сустава, а также связок). При смещении ОЦМ назад за меж-лодыжечную линию баланс тела при стоянии поддерживается не взаимным действием сгибателей и разгибателей, а только увеличением или уменьшением напряжения сгибателей голеностопного и разгибателей тазобедренного суставов [19].

Основная стойка здорового человека характеризуется тем, что линия вектора тела, или вертикаль, проходящая через общий центр масс, опускается из центра головы (уровень которого соответствует отверстию ушной раковины) и проходит на один сантиметр кпереди от тела четвертого поясничного позвонка, через центр тазобедренного сустава, впереди коленного и ложится на плоскость опоры на 4-5 см кпереди от линии внутренних лодыжек. В этом состоянии тазобедренный и коленный суставы замыкаются пассивно и не требуют расхода энергии. Голеностопный сустав замыкается активно напряжением трехглавой мышцы голени. Таким образом, действия голеностопного сустава контролируют баланс тела в основной стойке. Именно движения в голеностопных суставах являются для нормальной стойки основой балансировки. Очевидно, что эти балансировочные движения преимущественно контролируются двумя мышцами tibialis anterior и triceps surae. При этом трехглавая мышца выполняет силовую работу, а передняя большеберцовая - коррек-ционную. Для того чтобы проводить исследования в основной стойке, должны быть соблюдены определенные условия. Ноги обследуемого ставятся на ширине клинической базы - расстояние между передневерхни-ми остями таза во фронтальной плоскости, это расстояние легко измеряется клинически, особенно с использованием акушерского циркуля. Стопа обследуемого имеет ось баланса - проходящую в передней части через промежуток между вторым и третьим пальцами стопы и середину пяточного бугра сзади.

Основная механическая особенность условий баланса в сагиттальной плоскости - это наличие только одной оси, в которой происходят колебания. Это обстоятельство делает всю кинематическую цепь весьма неустойчивой, что отражается на регистрируемых параметрах. Так как в норме девиации центра тяжести в сагиттальной плоскости больше чем во фронтальной, то механические условия баланса тела в основной стойке во фронтальной плоскости отличаются от

таковых в сагиттальной. При стойке, близкой к естественной, стопы обследуемого параллельны на уровне ширины таза, возможные колебания туловища во фронтальной плоскости реализуются сразу в четырех суставах - тазобедренных и подтаранных. Здоровые коленные суставы не имеют значимых движений в этой плоскости в основной стойке. Расстояние, на котором находятся стопы, играет существенную роль в способности поддерживать баланс тела и называется базой опоры. Широкая база опоры (трапеция) дает более стабильные взаимоотношения сегментов тела. Даже содружественное действие всех четырех суставов не имеет таких последствий, поскольку требуется изменение сразу обеих конечностей. Одна из них должна стать относительно короче, другая - длиннее. Изменение относительной длины конечностей в этом положении может произойти за счет сгибаний сразу во всех суставах более короткой конечности и разгибании их на стороне относительно более длинной. При изначально выпрямленных ногах относительное удлинение имеет два основных механизма - разгибание в голеностопном суставе и наклон таза [19]. Узкая база опоры также характеризуется трапецией, но перевернутой основанием вверх. И требует в случае реальной балансировки совершенно других ресурсов для изменения взаимоотношений центров масс сегментов тела. При уменьшении базы опоры уменьшается и устойчивость. Так, британские ученые выяснили, что при расширении базы опоры стабильность увеличивается, но только во фронтальной плоскости, снижается скорость перемещения центра давления преимущественно во фронтальной плоскости. После того, как расстояние между внутренними лодыжками увеличивается до 16 см и выше, стойка обследуемого становится максимально стабильной [19]. Если для сагиттальной плоскости перемещения общего центра масс проецируются в отношении 1:1, то для фронтальной увеличение нагрузки на одну ногу на 50 % приводит к изменению положения центра давления на 25 % расстояния между центрами стоп. Перемещение общего центра давления у здорового человека в среднем укладывается в площадь около 100 мм2. При этом система контроля баланса реагирует точнейшим образом на самые незначительные внешние или внутренние возмущения [19].

Тенденции развития методов обследования при патологии ОДС зависят от объективности исследований и современных требований, предъявляемых к объективности и безопасности, в том числе и со стороны страховой медицины. Эти тенденции отражены в темах научных направлений фундаментальной и прикладной медицинской физики, таких как физические аспекты контроля и гарантии качества лечебных технологий, физические аспекты контроля и гарантии качества диагностических технологий. Считается, что в последнее время в решении вопросов как аппаратного, так и методического обеспечения наметилась очевидная положительная тенденция [2].

Важную информацию о геометрии тела человека, об особенностях и нарушении осанки можно получить при исследовании специальным методом компьютерной топографии. Этот современный и самый точный метод позволяет количественно с высокой точностью определить координаты любой анатомической точки поверхности тела. Продолжительность обследования составляет 1-2 минуты, поэтому этот метод с успехом применяется для массовых исследований.

Проблема поиска походки, оптимальной с точки зрения энергозатрат, разрабатывалась рядом авторов, при этом под оптимальной походкой понималось такое сочетание частоты и длины шагов, при котором затраты энергии на единицу пройденного человеком расстояния достигали минимальной величины.

Акселерометрия - измерение проекции кажущегося ускорения (разность между абсолютным ускорением объекта и гравитационным ускорением (ускорением силы тяготения)). Существуют трехком-понентные акселерометры, позволяющие измерять ускорение сразу по трем осям. Некоторые из них имеют встроенные системы сбора и обработки данных, что позволяет создавать завершенные системы для измерения ускорения и вибрации со всеми необходимыми элементами. Акселерометр может применяться как для измерения проекций абсолютного линейного ускорения, так и для косвенных измерений проекции гравитационного ускорения. В комплексных медицинских системах диагностики могут применяться в качестве шагомеров, датчиков для определения положения в пространстве, вибродатчиков и др. Анализ походки, ее исследование и изучение в последнее время имеют большое практическое значение не только для спорта, но и для медицины, особенно в связи со стремительно нарастающим из года в год количеством имплантированных искусственных суставов нижней конечности. Объективная оценка параметров ходьбы и их интерпретация позволяют изучить закономерности патогенеза ряда процессов, контролировать в динамике ортопедическое лечение, установить скоростно-силовые качества обследуемого по результатам диагностики и др. Исследование движений человека используется для оценки функционального состояния органов движения и ряда других физиологических систем - нервной, мышечной, костно-хря-щевой. Для этого разработаны различные методы, основанные на регистрации траекторий движения, скоростей и временных диаграмм двигательных циклов, измерении силовых показателей и показателей электрической активности нервно-мышечной системы.

ЛИТЕРАТУРА

1. Ахтямов, И. Ф. Ошибки и осложнения эндопротезирова-ния тазобедренного сустава: руководство для врачей /

СПбГМУ

И. Ф. Ахтямов, И. И. Кузьмин. - Казань: Центр оперативной печати, 2006. - 328 с.

2. Батышева, Т. Т. Организация лаборатории клинического анализа движений и ее работы в условиях поликлиники восстановительного лечения: метод. реком. / Т. Т. Батышева, Д. В. Скворцов, А. Н. Бойко. - 2002. - С. 3-4.

3. Безгодков, Ю. А. Оптимизация эндопротезирования тазобедренного сустава на основании медико-технической оценки различных видов эндопротезов: автореф. дис. ... д-ра мед. наук. / Ю. А. Безгодков. - СПб., 1999. - 32 с.

4. Витензон, А. С. Руководство по применению метода искусственной коррекции ходьбы и ритмических движений посредством программируемой электростимуляции мышц / А. С. Витензон, К. А. Петрушанская, Д. В. Скворцов; под ред.

A.С. Витензона. - М.: МБН, 2005. - 312 с.

5. Воронцов, С. А. Применение «акрилоксида» в качестве костного цемента / С. А. Воронцов, В. С. Сивков // VI съезд травматол.-ортопед. СНГ. - Ярославль, 1993. - С. 171.

6. Долганова, Т. И. Оценка влияния метода динамической электронейростимуляции на количественные показатели подо-графии у пациентов с гонартрозами / Т. И. Долганова [и др.] // Фундамент. исслед. - 2009. - № 4. - С. 32-36.

7. Загородний, Н. В. Низкофрикционные эндопротезы в хирургии тазобедренного сустава / Н. В. Загородний [и др.] // XIII науч.-практ. конф. 8ГСОТ. - СПб., 2002. - С. 49-50.

8. Иоффе, Р. Я. Клинико-анатомические и биомеханические предпосылки к разработке средств ортопедической профилактики синдромокомплекса «диабетическая стопа» / Р. Я. Иофе [и др.] // Вестник гильдии протезистов-ортопедов. - 2002. -№ 3 (9). - С. 34-39.

9. Комаров, С. П. Сравнительный анализ заболеваемости при обследовании на программно-апаратном комплексе «Диаслед-Скан» / С. П. Комаров, А. М. Коморова // Вестник гильдии протезистов-ортопедов. - 2002. - № 4 (10). -С. 47.

10. Корнилов, Н. В. Экстренное эндопротезирование при переломах проксимального отдела бедренной кости у больных пожилого и старческого возраста / Н. В. Корнилов [и др.] // Травматол. ортопед. России. - 1996. - № 3. -С. 34-35.

11. Кузьмин, И. И. Проблема инфекционных осложнений в эндопротезировании суставов / И. И. Кузьмин, М. П. Исаева. -Владивосток: Дальнаука, 2006. - 123 с.

12. Лоскутов, А. Е. Особенности эндопротезирования тазобедренного сустава при дисплазии / А. Е. Лоскутов, М. Л. Го-ловаха // Эндопротезирование крупных суставов: симпозиум. -М., 2002. - С. 59-60.

13. Матвеева, Н. Ю. Венозные и тромбоэмболические осложнения при травмах нижних конечностей и эндопротези-ровании тазобедренного и коленного суставов / Н. Ю. Матвеева [и др.] // Вестник травматол. ортопед. - 2002. - № 1. -С. 85-88.

14. Машков, В. М. Тотальное эндопротезирование тазобедренного сустава / В. М. Машков // Мир медицины. - 2001. -№ 3-4. - С. 35-36.

15. Мителева, З. М. Современные биомеханические подходы к эндопротезированию тазобедренного сустава / З. М. Мителева, И. А. Суббота, М. Ю. Карпинский // Ортопед. травматол. - 2003. - № 1. - С. 37-41.

16. Москалев, В. П. Медико-социальные проблемы эндопротезирования суставов конечностей: дис. ... д-ра мед. наук /

iНе можете найти то, что вам нужно? Попробуйте сервис подбора литературы.

B. П. Москалев. - СПб., 1998. - 269 с.

17. Москалев, В. П. Медицинские и социальные проблемы эндопротезирования суставов конечностей / В. П. Москалев [и др.]. - СПб.: МОРСАР АВ, 2001. - 157 с.

18. Плющев, А. Л. Диспластический коксартроз: теория и практика / А. Л. Плющев. -М.: Лето-принт, 2007. - 495 с.

19. Скворцов, Д. В. Клинический анализ движений. Стаби-лометрия / Д. В. Скворцов. -М.: АОЗТ Антидор, 2000. - С. 189.

20. Смирнова, Л. М. Методология и унифицированная технология оценки функциональной эффективности протезирования и ортезирования пациентов с патологией нижних конечностей: автореф. дис. ... д-ра техн. наук / Л. М. Смирнова. - 2010. -С. 31.

21. Тихилов, Р. М. Хирургическое лечение больных с дегенеративно-дистрофическими заболеваниями и последствиями травм тазобедренного сустава: автореф. дис. ... д-ра мед. наук / Р. М. Тихилов. - СПб., 1998. - 36 с.

22. Тихилов, Р. М. Руководство по эндопротезированию тазобедренного сустава / под ред. Р. М.Тихилова, В. М. Шаповалова. - СПб.: РНИИТО им. Р. Р. Вредена, 2008. - 324 с.

23. Янсон, X. А. Биомеханика нижней конечности человека / X. А. Янсон. - Рига: Зинатне, 1975. - 324 с.

24. Bombelli, R. A new look at the forces acting on the hip joint / R. Bombelli, N. Kuller, M. Bombelli // Hip int. - 1991. - Vol. 1. -№ 1. - P. 7-16.

25. Effenberger, H. Stress analysis of threaded cups / H. E. Effenberger [et al] // Int. orthopaed. - 2001. - Vol. 25. - № 4. -P. 228-235.

26. Espehaug, B. The type of cement and failure of total hip replacements / B. Espehaug [et al] // J. bone jt. surg. - 2002. -Vol. 84-B. - № 6. - P. 832-838.

27. Fijn, R. Prevention of heterotopic ossification after total hip replacement with NSAIDs / R. Fijn, R. T. Koorevaar, J. R. Brouwers // Pharm. world sci. - 2003. - Vol. 25. - № 4. - P. 138-145.

28. Furnes, O. Hip disease and the prognosis of total hip replacements. A review of 53698 primary total hip replacements reported to the Norwegian arthroplasty register 1987-1999 / O. Furnes [et al] // J. bone jt. surg. - 2001. - Vol. 83-B. - № 4. -P. 579-586.

29. Harris, W. H. The hybrid total hip replacement for revision surgery / W. H. Harris // SICOT congr. - Amsterdam, 1996. -P. 158.

30. Kesteris, U. Cumulative revision rate with ScanHip total prosthesis / U. Kesteris [et al] // Europ. orthop. res. soc. trans. -1997. - Vol. 7. - P. 227.

31. Mrcsed, C. Quality of life and functional outcome after primary total hip replacement / C. Mrcsed, J. Ballantyne // J. Bone Joint Surgery. - 2003. - Vol. 89-B. - P. 868-873.

32. Muller, M. E. International documentation and evaluation system in orthopaedic surgery. Part 1 : Total hip arthroplasty / M. E. Muller [et al] // 61st AAOS meet. - N.-Y.: Springer-Verlag, 1994. - 36 p.

33. Strom, H. The cone hip stem / H. Strom [et al] // Acta Orthop. Scand. - 2003. - Vol. 74. - № 5. - P. 525-530.

34. Trampuz, A. W. New strategies for the treatment of infection associated with prosthetic joints / A. Trampuz, W. Zimmerli // Curr. Opin. Investig. Drags. - 2005. - Vol. 6. -№ 2. - P. 185-190.

35. Wingstrand, I. Total hip replacement with second generation cementing technique and the monobloc ScanHip: a 10-year follow-up / I. Wingstrand, B. M. Persson, H. Wingstrand // Int. orthopaed. -2002. - Vol. 26. - № 2. - P. 69-71.

И. В. Правосудов, А. В. Корнилов, В. В. Семиглазов

НАСЛЕДСТВЕННЫЙ НЕПОЛИ-ПОЗНЫЙ КОЛОРЕКТАЛЬНЫЙ РАК

Кафедра онкологии Санкт-Петербургского государственного медицинского университета имени академика И. П. Павлова; НИИ онкологии имени Н. Н. Петрова

Колоректальный рак в настоящее время является одним из самых распространенных среди онкологических заболеваний. Несмотря на постоянное совершенствование методов диагностики и лечения, заболеваемость и смертность населения продолжают неуклонно расти. В структуре онкологической заболеваемости в мире КРР занимает 4-е место [33]. Ежегодно заболевают около 1 млн человек, причем не менее половины пациентов погибают в первый год наблюдения [8]. В 2007 г. в структуре заболеваемости злокачественными новообразованиями в России колоректальный рак занял 5-6-е место. При этом показатель заболеваемости населения России опухолями ободочной кишки составил 21,7 на 100 тысяч населения, а показатель заболеваемости злокачественными новообразования-

ми прямой кишки - 16,8. Максимальные уровни заболеваемости раком ободочной кишки зафиксированы в Санкт-Петербурге (37,0) и в Москве (31,0) [3].

В структуре смертности населения России от злокачественных новообразований в 2007 г. рак ободочной и прямой кишки занял 3-е место. Уровень смертности от рака ободочной кишки составил 14,5 на 100 тысяч населения и 11,6 для злокачественных новообразований прямой кишки [2]. Причиной сложившейся ситуации является низкое качество диагностики, отсутствие программ скриннинга в нашей стране и в Санкт-Петербурге, в частности, а также неадекватное лечение.

Одним из главных факторов риска развития коло-ректального рака является пожилой возраст: риск возникновения повышается у лиц старше 55 лет и заметно возрастает после 70-75 лет [31].

В последнее время, несмотря на увеличение уровня заболеваемости в старших возрастных группах, все чаще рак толстой кишки выявляется у молодых пациентов в возрасте до 50 лет, что наводит на мысль о наследственном характере данного заболевания.

Развитие колоректального рака в большинстве случаев носит спорадический характер [14]. На долю наследственных раков толстой кишки приходится от 5 до 15 % всех новообразований толстой кишки [32].

Впервые мысль о предрасположенности некоторых семей к развитию рака в молодом возрасте и возможности наследования онкологических заболеваний была высказана в 1895 г. A. Warthin, патологоанатомом

Похожие темы научных работ по клинической медицине , автор научной работы — Безгодков Ю.А., Воронцова Т.Н., Ауди К.