Возможности акустической артрометрии в эндопротезировании суставов

Полный текст

Введение

Scatto – так Ortolani M. в 1947 году итальянским термином описал симптом врожденного вывиха тазобедренного сустава при его абдукции, что на русском переводится как «спуск», на английском же значит click – щелчок [1]. Различные явления, происходящие в суставах, описываемые как хруст, щелчок, скрип и т.п., являются субъективной оценкой клинициста [2]. Диагностика, интерпретация симптоматики и ее объективизация до внедрения и модернизации технологий лучевых методов исследования создавало определенные трудности. И в настоящее время для оценки состояния эндопротеза оперированного тазобедренного сустава в послеоперационном и отдаленном периодах обращаются к рентгенографии и опроснику Harris.

Тотальное эндопротезирование тазобедренного сустава в настоящем является наиболее эффективным и предпочтительным методом лечения патологий ТБС в стадии исхода. В регистрах отмечается ежегодный рост количества первичных эндопротезирований, соответственно растет и количество ревизионных оперативных вмешательств [3, 4]. Если в первые годы после первичного эндопротезирования, преобладает ревизия в следствие инфекции или вывиха, то через 5 лет и более количество ревизий по причине асептического расшатывания или несостоятельности импланта (разрушение, раскол) является подавляющим большинством [3, 4]. Эти показатели подчеркивают необходимость разработки технологий, обеспечивающих объективный мониторинг состояния структуры кость-имплант. Актуальность раннего обнаружения расшатывания компонентов эндопротеза стало одним из приоритетных исследовательских направлений в ортопедической практике [5]. В современной диагностике вышеописанных «нежелательных явлений» предпочтительны лучевые методы исследования (рентгенография, компьютерная томография), на практике доказавшие свою эффективность. Однако себестоимость, лучевая нагрузка и всё же ограниченная информативность данных методов в отдельных патологических состояниях эндопротеза является их несовершенством [6, 7].  Увеличение числа эндопротезирований ведет к необходимости более тщательного мониторинга, раннего обнаружения и превентивного устранении нежелательных явлений, прежде чем возникнет необходимость ревизии, влекущей высокие риски потери большого объема костной ткани [8–10].

В последние годы вновь возрастает интерес медицинского сообщества к методу диагностики на основе акустической или вибрационной артрометрии. В основе метода лежит распознавание сигналов акустической эмиссии (АЭ) или вибрации, возникающих в виде волн напряжения при воздействии механических нагрузок [7, 8, 11, 12]. Зачастую сенсоры АЭ используются в машиностроении и анализе прочности конструкций крупного масштаба, но неоднократно предпринимались усилия адаптировать данную концепцию в диагностике целостности суставов и стабильности имплантов [7, 9, 13]. Метод акустической артрометрии (АА), являясь неинвазивным, портативным и безопасным, обладает в определенных условиях большей информативностью при распознавании и отображении моментов деструкции импланта или же системы кость-имплант более детально, способствуя ранней диагностике неисправностей имплантов [5, 7, 14]. Данный метод диагностики рассматривается как непрерывное средство мониторинга. Многие исследования, посвященные АА, затрагивают коленный сустав, его состояние в норме, при различных патологиях и после эндопротезирования в ранних и поздних периодах [14, 15]. Есть исследования, посвященные изучению биомеханики переломов [16] и немало работ, посвященных тазобедренному суставу [9]. Целью данного исследования является анализ текущего состояния и роли диагностической АА в эндопротезировании тазобедренного сустава.

Материалы и методы

Поиск информации по заявленной теме произведен в электронных релевантных источниках на русском и английском языках, к которым имеется общий доступ, таких как Elibrary, PubMed, Google Scholar. Поиск проведен по ключевым словам: акустическая эмиссия (acoustic emission), вибрационная артрография (vibration arthrography), вибрационная артрометрия (vibration arthrometry), тазобедренный сустав (hip joint), эндопротезирование (arthroplasty). Поиски завершились в марте 2024 года.

Анализ и отбор литературы проведен согласно протоколу PRISMA [17]. Критерии включения: журнальная статья, диссертации, главы книг, экспериментальное или прикладное исследование в ортопедии, технологии, имеющие возможность мониторинга асептического расшатывания, несостоятельности компонентов и износа пары трения. Критерии исключения: тезисы конференций, теоретическое исследование, не связанное с ортопедией, год публикации до 1990.  

На первом этапе отобрана литература по заголовкам, имеющим связь с интересующей тематикой, и в результате анализа аннотаций. На втором этапе было исключено дублирование статей и тезисов конференций. На третьем этапе был проведен анализ полного текста статей и отобраны наиболее соответствующие по качеству и доказательности. На четвертом этапе был проведен подробный анализ всех отобранных литературных источников, которые были разделены в соответствии с технологией фиксации эндопротезов на цементные и бесцементные. Отдельно описаны технологии задействованные в диагностике целостности компонентов и твердых пар трения т.е. раскол, шум, и третье тело. Внедрение данной технологии в интраоперационное мониторирование так же выделено в отдельный пункт. Всего отобрана 31 статья (Рис. 1).

Рис. 1. Блок-схема поиска и отбора публикаций.

Fig. 1. Flow chart of literature search and selection

Результаты

Первое упоминание подобия АА или же «аускультации» звуковых явлений в диагностике патологий опорно-двигательной системы приведено в работе Blodgett W.E. (1902) – модифицированный резиновым ободом для снижения шума трения об кожу стетоскоп [18]. Утверждалось что с его помощью автор может определить наличие свободных тел в суставе и степень деградации хряща. Вместе с тем, Blodgett W.E. также отметил наличие шумов при сгибании коленного сустава, и его вариацию в зависимости от патологий сустава. Дело продолжил Walters C.F. (1929) проведя масштабное исследования в объеме 1600 пациентов в попытке записать и определить диапазон нормы шумов в коленном суставе [19]. Позже Steindler A., с помощью осциллографа смог получить визуализацию записанных шумов, что послужило шагом к интерпретации сигналов, характерных при отдельных патологиях [20].  Однако Mollan R.A. (1983) проведя анализ предыдущих исследований, выразили мнение что развитие технологии аудиозаписи того времени незначительно влияет на оценку процессов в суставе. Им было предложено использовать акселерометр [21]. Li P.L. (1994) же отметил, что АА диагностика обладает низкой чувствительностью к стабильным эндопротезам [22]. В одном из поздних исследований Nevalainen M.T. с соавт. отметили корреляцию в искажения АА сигналов и рентгенологической картины остеоартроза коленного сустава у 90.3% среди 109 исследуемых [15]. Другое исследование так же подтверждает способность технологии АА в 90 ± 7.16% диагностировать остеоартроз коленного сустава [14].  В этих исследованиях утверждается, что АА позволяет оценить уровень дегенерации суставов. Эта теория основана на том, что количество акустико-эмиссионных излучений в здоровом суставе будет меньше нежели в патологических суставах [14].

Принцип работы АА заключается в следующем. В результате силового воздействия на эндопротез образуется волна напряжения, распространяющаяся через окружающие его структуры (ткани). Возникающие колебания, сопровождающие структурную перестройку или локальные разрушения материала, регистрируются сенсором АЭ и затем преобразуется в электрические сигналы, которые могут быть отображены в виде графиков зависимости амплитуды колебания от времени. Полученные данные несут информацию о степени деформации и разрушения материала эндопротеза и их местоположении [7, 9]. Источниками АЭ могут служить трещины, износ, области пластической деформации и участки лизиса костной ткани [8] (рис. 2). Непосредственно регистрируемыми параметрами АЭ являются время нарастания сигнала – интервал R (Rise Time) между первым превышением порога огибающей сигнала и её максимумом, длительность D (Duration), или интервал между первым и последним пересечениями порога огибающей сигнала, измеряемым в секундах, амплитуда А (Peak Amplitude), характеризующая величину дефекта (рис. 3). Кроме того, интерес с точки зрения диагностики типа нарушения (износ, раскол, расшатывание) представляет энергия сигнала, отображающаяся импульсом C (Counts) в максимальной величине, а также количество C (Counts) импульсов в регистрируемом сигнале [7–9].

 Рис. 2. Схематическое изображение принципа работы акустической артрометрии (АА): в результате деградации материала (AE Source Material Degradation) и силового воздействия на эндопротез (Friction), возникают волны напряжения, распространяющиеся (Propagation Elastic Waves) до акустико-эмиссионного сенсора (AE Sensor). Затем в сенсоре волна преобразуется (Pre-Amp) в электрические сигналы (Output Electrical Signal), которые могут быть отображены в виде графиков [8].

Fig. 2. Schematic diagram of the principle of acoustic arthrometry (AA): As a result of material degradation (AE Source Material Degradation) and force applied to the endoprosthesis (Friction), stress waves are generated and propagate (Propagation Elastic Waves) to the AE Sensor. In the sensor, the wave is then converted (Pre-Amp) into electrical signals (Output Electrical Signal), which can be displayed as graphs.

Рис. 3. Схематическое изображение преобразованного АЭ сигнала: R (Rise Time) - интервал между первым превышением порога огибающей сигнала и её максимумом; D (Duration) - длительность или интервал между первым и последним пересечениями порога огибающей сигнала; А (Peak Amplitude) - амплитуда характеризующая величину дефекта; C (Counts) - количество импульсов в регистрируемом сигнале; Hit – группа АЭ импульсов превышающих заданные пороговые значения [9].

Fig. 3. Schematic diagram of the converted AE signal: R (Rise Time) - interval between the first exceeding of the envelope threshold and its maximum; D (Duration) - duration or interval between the first and the last crossings of the envelope threshold; A (Peak Amplitude) - amplitude characterizing the defect size; C (Counts) - number of impulses in the registered signal; Hit - group of AE impulses exceeding the specified threshold values.

Оценка расшатывания при бесцементной фиксации эндопротеза

Одним из первых является исследование Gao X.J. и соавт. изучившие АА в анализе раннего асептического расшатывания in vivo на 120 пациентах, в сравнении с рентгенограммами и клинической картиной, и заключившие, что результаты АА соответствую рентгенологической картине [23]. Также были получены аномальные импульсы, отражающие патологию, не обнаруженную на рентгенограммах, что послужило гипотезой превосходства АА к обнаружению расшатываний в сравнении с рентгенографией. Paech A. и соавт. исследовали частотно резонансный мониторинг расшатывания бесцементных эндопротезов различных производителей на говяжьих костях и отметили, что резонанс в расшатанных компонентах имеет значительное отличие от стабильного [24]. Georgiou A.P. предложил возбуждать колебания в дистальном конце бедренной кости на частоте 1000 Гц и считывать отклик в области тазобедренного сустава [25]. Оценивалось это все путем мониторинга искажения формы волны (соотношения гармоник). Он также отметил три признака расшатывания: возникновение 5 и более гармоник основной частоты с амплитудой более 50% от амплитуды основной гармоники, возникновение двух и более резонансных частот. В свою очередь Unger A.C. и соавт. повторили опыт на кадаверном материале, оценили потенциал акустического прогнозирования стабильности импланта путем подачи импульса в бедренную кость и внешнего считывания акустического импульса [26]. По утверждению авторов частота отклика возрастала со степенью стабильности импланта, а частота расшатывания была обнаружена в диапазоне 400-800 Гц. Alshuhri A.A. с соавт. in vitro создавали колебания в дистальном конце бедренной кости на уровне 1000 Гц и получали отклик в области тазобедренного сустава, прикрепив два акселерометра: первый на большом вертеле, второй в проекции передневерхней ости подвздошной кости для оценки расшатывания ацетабулярного компонента [27, 28]. Учитывалась разница между первым и вторым сенсором, проводя мониторинг полученных на втором сенсоре искажений формы волны (гармоник), интерпретируя как признаки расшатывания. Rieger J.S. повторил эксперимент Alshuhri A.A. с небольшим отличием, фиксировав третий сенсор в области надмыщелков бедренной кости, при этом в области большого вертела генерировались импульсы с частотой 100-2000 Гц. В результате, было выявлено смещение к частотам 386-847 Гц при расшатывании [29, 30].

Анализируя отобранные исследования, нами установлено что, в 4-х из 6-ти описанных выше методик требуется сигнал от внешнего источника (табл. 1). Так же в 4-х исследованиях в качестве измерителя применялся акселерометр. Все предложенные технологии предполагали измерение расшатывания как бедренного, так и вертлужного компонентов. В основном проводился анализ смещения центральной частоты, но также были учтены искажение формы колебания и коэффициент гармоник. В 5-и исследованиях предоставлены данные частот, варьирующих от 386 до 1000 Гц. 3 работы были проведены in vivo. В одном исследовании конкретные результаты не представлены в числовом виде, а лишь подчеркнули факт способности устройств к распознаванию волн, расшатанных имплантов. Сравнительно-доказательная база имеется только у 2 исследований.

Таблица 1

Авторы	Условие исследования	Показатели (регистрируемого колебания)	Сравнение
Gao X.J. и соавт [23].	in vivo	50 - 500 Гц	рентгенография
Paech A. и соавт [24].	in vitro	-	-
Georgiou A.P. и соавт [25].	in vivo	<1000 Гц	рентгенография
Unger A.C. и соавт [26].	in vitro	400-800 Гц	-
Alshuhri A.A. и соавт [27, 28].	in vitro	<1000 Гц	-
Rieger J.S. и соавт [29, 30].	in vitro/ in vivo	386-847 Гц	-

Оценка расшатывания при цементной фиксации эндопротеза

АА позволяет оценить структурную целостность импланта в комплексе кость-цемент-имплант. Davies J.P. и соавт. одними из первых изучили процесс расшатывания (дебондинга) извлеченных цементных эндопротезов на кадаверном материале, параллельно записывая АЭ цементной мантии и отмечая увеличение импульсов АЭ и его корреляцию с увеличением раскола мантии или возникновении новой микротрещины, что подтвердило микроскопическое исследование цементной мантии [31]. Более поздние результаты исследования Roques A. и соавт. были равнозначны предыдущему исследованию, при этому авторы отметили зависимость АЭ импульсов от нагрузки и местоположения повреждения цементной мантии [32]. Qi G. в экспериментальной модели провел 3х-мерную визуализацию с использованием акустической артрометрии и отметил частую зону возникновения трещин в проксимальной части цементной мантии, по классификации Gruen соответствовали 1-й и 7-й зонам [33]. В дальнейшем зона расшатывания была подтверждена рентгенографией, однако механически, в нагрузке расшатывание не демонстрировалось. Повторил эксперимент и Browne M. с соавт., дополнив запись АА ультразвуковым исследованием, для детального понимания пути распространения раскола цементной мантии. В результате автор был солидарен с выводами предыдущих экспериментаторов, а также добавил, что методика АА была способна выявить расколы не доступные в УЗИ [34].  В противоположность ему, Li P.L. с соавт. разработали технологию аналогичную Georgiou A.P. [25]. Само устройство, расположенное на дистальном отделе бедренной кости, создавало механические импульсы, в то время как с помощью сенсоров на проксимальном отделе бедренной кости регистрировался отклик. На основе этого сигнала анализировалась степень расшатывания [35]. Авторы описали три состояния: норму, раннее расшатывание и позднее расшатывание. Так же было отмечено, что значимое искажение сигнала отражалось лишь в позднем расшатывании, в то время как в случае нормы и раннего расшатывания отклики не имели существенных различий. Ранее Rosenstein A.D. использовал схожую технологию, однако существенной разницы между откликами обоих состояний не было [36]. Rowlands A. и соавт. увеличили диапазон частот 100-1500 Гц, но фиксировали только одно состояние – расшатанное [37]. Было показано, что наибольшей чувствительностью положения резонанса при нестабильности импланта обладают частоты в диапазоне 100-450 Гц, результаты других состояний не были представлены.

Только 2 из 7-ми отобранных работ были проверены in vivo, 4 in vitro и 1 работа проанализирована с использованием математического моделирования (табл. 2). 3 способа требовали внешнего возбуждения. Резонансная частота варьировалась в пределах 100-1500 Гц, однако половина исследований, являющиеся ранними, выразили результаты в децибелах, что соответствовало результату 44-76 дБ. Возможно, теория ранних исследований заключалась в мониторинге иных параметров нежели в поздних исследованиях. Результаты 2 исследований были сравнены с результатами рентгенографии, 2 с микроскопией цементной мантии и 1 сопоставлена с УЗ сканированием.

Авторы	Условие исследования	Показатели (регистрируемого колебания)	Сравнение
Davies J.P. и соавт.[31]	in vitro	-	микроскопия
Roques A. и соавт.[32]	in vitro	46-76 дБ	микроскопия
Qi G. и соавт.[33]	in vitro	63-66 дБ	рентгенография
Browne M. и соавт. [34]	in vitro	44-57 дБ	ультразвуковое сканирование
Li P.L. и соавт.[35]	in vivo	100-1200 Гц	-
Rosenstein A.D. и соавт.[36]	in vivo	230-325 Гц	рентгенография, кадаверный материал
Rowlands A. и соавт.[37]	in vitro	100-450 Гц	-

Таблица 2

 Роль акустической артрометрии при оценке шумов в твердых парах трения эндопротезов и структурной целостности компонентов

Rodgers G.W. с соавт. провели как in vivo АА пациентов, госпитализированных вследствие шума в области эндопротеза, так и in vitro анализ извлеченных во время ревизии компонентов эндопротеза на симуляторе [38, 39]. Записи in vivo были идентичны сигналам in vitro порождаемых дефектными участками компонентов. Позже Fitzpatrick A.J. провёл аналогичное исследование и получил схожий результат, отметив частоты шумов в диапазоне 1000-4000 Гц [40]. Roffe L. с соавт. провели анализ АА шумов 82 пациентов, в итоге среднее значение частот составило 0,8 кГц [41]. Все авторы отметили потенциал акустической артрометрии в диагностике нежелательных шумов эндопротезов. Yamada. Y. и соавт. использовали АЭ в качестве оценки максимального нагрузочного потенциала и проводимости компонентов у керамических пар трения [42]. Было заявлено, что увеличение энергии АЭ соответствовало моменту образования расколов керамики. Результаты Wakayama S. подтверждают выводы предыдущих авторов, в добавок отмечено дальнейшее распространение линии раскола, начало которой соответствовало пиковому значению АЭ [43]. Khan-Edmundson A. же оценивал возможности АА мониторинга in vivo на 45 пациентах и отметил положительный эффект реализации данного метода диагностики [44]. Шум был отмечен в полосе 20 кГц, а полезные данные не более 10 кГц. Glaser D. провел исследование на 24 пациенте с эндопротезами оценивая шумы в АА  при контроле видеофлюороскопом [2]. Автор отметил отличие в частоте и амплитуде разных типов шумов (скрип, хруст, стук) и возможность их дифференциальной диагностики путем АА. Позже та же группа выполнила исследование с участием 5 пациентов с разными парами трения, была сделана оценка АА, с сопоставлением видеофлюороскопической записью эндопротеза в движении. В результате картина АА каждой пары трения была отличной от других [45]. Так же было отмечено что сигналы генерировались в момент микросепарации и обратного удара, что являлось моментом окончания одного цикла шага. Kummer F.J. с соавт. напротив, проведя анализ 98 суставов, не обнаружили существенного различия в колебаниях АЭ всех состояний эндопротеза [46]. Rowland с соавт. проведя анализ АА записей пары трения метал-метал на испытательном стенде в количестве 3 миллионов циклов, обнаружили характерные износу волны, что говорило о наличии у методики АА потенциала для ранней диагностики износа пары трения [47].

Lee C. и соавт. на экспериментальном стенде с имитацией внутрисуставной среды, в трех фазах (ходьба, приседание и сон), продемонстрировали, что сигналы (хиты) акустической эмиссии коррелировали со структурной деградацией и износом головок (сплавы Ti6Al4V и CoCrMo) эндопротеза [8]. Компоненты прошедшие циклы оценивались рентген спектрометрией и микроскопией. Таким образом в эксперименте было показано что при увеличении количества структурных деградаций одновременно увеличивались и всплески «хитов». Авторами было предложено получать записи АА в раннем после операционном периоде, а далее ежегодно сравнивать их с последующими результатами, рассматривая первые в качестве исходных данных.

Интраоперационная реализация акустической артрометрии для оценки первичной стабильности компонентов эндопротеза

АА нашло свое применение и в интраоперационной оценке стабильной фиксации имплантов. Lannocca M. и Varini E. с соавт. было предложено оценивать интраоперационно первичную press-fit фиксацию. Сенсор фиксировался на большом вертеле, что позволяло различать истинную press-fit установку от квазистабильной, ложной press-fit фиксации. Частотное различие между двумя состояниями было оценено в 5 Гц [48, 49]. При этом авторы смогли оценить микродвижения эндопротеза интраоперационно, и подвижность компонентов в диапазоне до 150µм было расценено ими как пороговое значение недостаточной, квазистабильной, ложной press-fit фиксации. Pastrav предлагал располагать сенсор на шейке бедренного компонента эндопротеза, тем самым оценивать press-fit фиксацию бедренного компонента. Им было протестировано 83 бедренного компонента эндопротеза у пациентов во время операции – эндопротезирования ТБС [50]. В итоге исследования он отметил увеличение резонансной частоты характеристики с прямой корреляцией увеличения press-fit фиксации бедренного компонента в 86,7% случаев. Им так же было отмечена вариация частот в зависимости от степени полимеризации цемента. Pechon P.H. с соавт. представили экспериментальное исследование in vitro в диагностике интраоперационных перипротезных переломов при имплантации бесцементных эндопротезов. В результате было получено 72% прогностической точности [51]. Якупов Р.Р. и соавт. обнаружили характерные сигналы-предикторы интраоперационных переломов проксимального отдела бедра в момент обработки канала и имплантации компонента соответствующие частоте колебаний в 700-750 Гц [52]. Позже Wei J.C. с соавт. предложили систему оценки издаваемого звука для профилактики ятрогенного интраоперационного перипротезного перелома при имплантации бедренного компонента. Авторами было проанализировано 2583 аудиозаписи полученных in vitro и отмечено, что частота звука в пределах 3140-4660 Гц соответствует стабильной фиксации, а выше указанного параметра соответствует повышению риска перипротезного перелома [53]. Goossens Q. предложил модель устройства интраоперационной оценки стабильности вертлужного компонента, представив в эксперименте анализ 12 акустических записей имплантации in vitro [54]. В результате было отмечено, что состояние press-fit фиксации соответствовало частоте издаваемого звука 1000-1300 Гц при ударе молотком, вес которого автором не указывался.

Обсуждение

По имеющейся информации ранее не проводилось подобных обзоров в русскоязычных источниках, посвященных вибрационным и акустическим технологиям мониторинга интеграции эндопротезов и костной ткани. В данном обзоре представлен критический анализ методологий и технологий по данной тематике. Из данного материала следует, что в предыдущие годы имела место значительная исследовательская активность по разработке альтернативных технологий по визуализации состояния системы кость-имплант. Была предложена 31 технология, и вопреки ожиданиям ни одна из них не вошла в число общепринятых медицинских исследований, поскольку все имеют существенные ограничения. Большинство из них не апробировано in vivo, что показало бы их реальный потенциал для последующей валидации. Для преодоления указанных ограничений необходимы дальнейшие исследования как in vitro, так и in vivo, и сбор базы данных.

Общим ограничением всех методов является зависимость от плотности мягких тканей окружающих эндопротез. Неоднократно отмечено, что частотные характеристики, полученные in vitro заметно отличались от данных in vivo. Ramachandran R.A. и соавт. методом математического моделирования подтвердили гипотезу влияния толщины мягких тканей на качественные характеристики сигнала, а именно снижение амплитуды колебания вплоть до поглощения мягкими тканями [55]. Соответственно в применении АА нужно учитывать слои мягких тканей. Помимо этого, исследуемые характеристики так же будут отличаться вследствие различий по биомеханике движений, нагрузке и коэффициенту трения, приложенному к паре трения [8]. Следовательно, необходим единый показатель характерный патологическим состояниям эндопротеза. И на данный момент большинство предложенных устройств могут определить лишь расшатывание эндопротеза и ее стабильность, деструкцию мантии и раскол керамики, но никак не их степень, что можно оценить и на основе данных рентгенографии, что уже достаточно поздно. Наиболее важный интерес представляют результаты полученные in vitro, о возможности обнаружения «квазистабильных» имплантов, что важно с позиции профилактической медицины [29].

Вопрос о месте расположения сенсоров так же остается открытым. Большинство исследований склоняются к точке расположения сенсора - большой вертел, однако в зависимости от первого ограничения и ИМТ пациента результаты могут быть не достоверными [28, 32]. Альтернативой является точка локации сенсора - передневерхняя ость подвздошной кости, как более доступная нежели первый вариант. И все же в этой точке расположения есть риск получения ложных результатов, в связи с распространением вибрации по тазовому кольцу от контрлатерального сустава. Третьим предложенным местом расположения сенсоров является точка в области проекции наружного или внутреннего надмыщелков, как более доступная относительно двух первых предложенных локаций [29, 30]. Тем не менее она имеет аналогичный риск, что и вторая точка локации, поскольку генератором ложных сигналов может являться непосредственно сам коленный сустав.

Наиболее результативные реализации АА сообщаются в диагностике шума и разрушения в твердых парах трения [2, 41, 42]. Возможно это связано с тем что основное количество сообщений о шуме или имеющие подобные жалобы, являются обладатели керамической пары трения [10]. Как известно, шум в керамике – не обойти вниманием, он сообщает нам о повреждении её или  уже о наличии третьего тела в трущейся поверхности, что в последствии чревато неоднократным ревизионным оперативным вмешательством [56]. Исходя из этого, имеется необходимость в популяризации АА, для выявления признаков разрушения керамических пар трения у ранее установленных протезов тазобедренного сустава.

Как итог, всё это проявляется клиническим пессимизмом среди исследователей. И в консервативном медицинском сообществе имеется скепсис в отношении перспективности данной технологии. Это вполне логично, так как сложно изменить практикующую традиционную систему медицинской диагностики. Однако нельзя отрицать, что скепсис представляет собой серьезный барьер, который необходимо преодолеть для внедрения АА в общепринятую практику. Единственный способ убедить клинициста в преимуществе АА как самостоятельного диагностического исследования, обладающего ценностью в диагностике ортопедических патологий — это получение достоверных результатов у определенной когорты пациентов, исследованных по данной технологии с выявлением искомых признаков с высокой чувствительностью и специфичностью. Это побуждает к проведению поискового исследования, которое должно определить возможности создания метода выявления деструктивных процессов (лизис костной ткани на границе кость-эндопротез, разрушения цементной мантии, керамики, разрушения компонентов эндопротеза) на ранних стадиях для проведения превентивного ревизионного эндопротезирования. Оптимальная система мониторинга должна соответствовать следующим критериям таким как неинвазивность, безопасность, экономичность и доступность для скрининга пациентов с протезированными суставами при диспансерных осмотрах.

Выводы

Не смотря на безопасность акустической артрометрии (АА) и относительную экономичность, количество исследований in vivo проведено не в большом объеме. А главное не предоставлены результаты исследования чувствительности и специфичности данного метода. Тем не менее большинство экспериментальных исследований продемонстрировали положительный результат в диагностике расшатываний, раскола цементной мантии и разрушения компонентов эндопротеза тазобедренного сустава, что побуждает нас продолжить исследование приняв в счет все вышеперечисленные ограничения и недостатки.

Об авторах

Байкожо Рустамович Таштанов

Федеральное государственное бюджетное учреждение «Новосибирский научно-исследовательский институт травматологии и ортопедии им. Я.Л. Цивьяна» Министерства здравоохранения Российской Федерации

Автор, ответственный за переписку.
Email: b.tashtanov95@gmail.com
ORCID iD: 0000-0002-8553-9712

аспирант

Россия, Россия, 630091, Новосибирск, ул. Фрунзе, 17

Михаил Анатольевич Райфельд

Федеральное государственное бюджетное образовательное учреждение высшего образования «Новосибирский государственный технический университет»

Email: rajfeld@corp.nstu.ru
ORCID iD: 0000-0002-8826-4240

доктор технических наук, доцент, заведующий кафедрой теоретических основ радиотехники

Россия, Россия, 630073, г. Новосибирск, просп. К. Маркса, 20

Василий Николаевич Васюков

Федеральное государственное бюджетное образовательное учреждение высшего образования «Новосибирский государственный технический университет»

Email: vasyukov@corp.nstu.ru
ORCID iD: 0000-0001-5938-0368

доктор технических наук, профессор, кафедра теоретических основ радиотехники

Россия, Россия, 630073, г. Новосибирск, просп. К. Маркса, 20

Виталий Викторович Павлов

ФГБУ «Новосибирский научно-исследовательский институт травматологии и ортопедии имени Я.Л. Цивьяна» Минздрава России

Email: pavlovdoc@mail.ru
ORCID iD: 0000-0002-8997-7330

доктор мед. наук, доцент, начальник отделения эндопротезирования и эндоскопической хирургии суставов

Россия, 630091, Новосибирcк, ул. Фрунзе, д. 17

Андрей Александрович Корыткин

Федеральное государственное бюджетное учреждение «Новосибирский научно-исследовательский институт травматологии и ортопедии им. Я.Л. Цивьяна» Министерства здравоохранения Российской Федерации

Email: andrey.korytkin@gmail.com
ORCID iD: 0000-0001-9231-5891
SPIN-код: 2273-2241

канд. мед. наук, доцент, директор

Россия, Россия, 630091, Новосибирск, ул. Фрунзе, 17

Список литературы

Дополнительные файлы