Резюме
Актуальність. Переломи проксимального відділу великогомілкової кістки (ППВВК) становлять до 5 % серед усіх переломів кісток скелета та часто супроводжуються пошкодженням важливих м’якотканних структур і компресією кісткової тканини з боку суглобової поверхні. Актуальність даної проблеми визначається тим, що для ППВВК характерна висока частота несприятливих функціональних результатів: нерідко у віддаленому періоді після травми розвиваються деформуючий остеоартроз, контрактури, нестабільність колінного суглоба. За даними низки авторів, перелічені вище ускладнення зустрічаються в 5,8–28 % випадків, при цьому вихід на інвалідність досягає 5,9–9,1 %. Усе це обумовлює велику медико-соціальну значимість даної проблеми, а визначення найбільш ефективного методу лікування цієї патології є нагальним питанням сучасної травматології. Матеріали та методи. На початковому етапі за даними анатомічних моделей та КТ-сканів засобами SolidWorks створено твердотільну 3D-модель гомілки, яка налічувала такі елементи, як великогомілкова та малогомілкова кістки, міжкісткова мембрана, зв’язки проксимального та дистального міжгомілкового зчленування (перелом проксимального відділу великогомілкової кістки). Далі розроблено чотири варіанти фіксації кісткових відламків із застосуванням пластин LCP та інтрамедулярного блокуючого остеосинтезу металевим стрижнем. На наступному етапі задані граничні умови закріплення та навантаження моделі масою тіла в середньому 75 кг (750 Н) та створена кінцево-елементна модель, яка налічувала 381 787 вузлів та 206 583 елементи. Результати. Більш рівномірний розподіл напружень на всіх елементах моделі відбувається при застосуванні інтрамедулярного блокуючого стрижня, навантаження на металеві частини, кістку та зв’язки менше, ніж навантаження в моделях 1 та 2. Показники деформацій та загальних переміщень моделі при цьому також незначні, що говорить про достатню стабільність відламків та способу остеосинтезу в цілому. Подібна ситуація спостерігається й при використанні пластин LCP при їх білатеральному застосуванні (модель 3). Висновки. Результати дослідження в подальшому можуть служити основою для розробки алгоритму хірургічного лікування та реабілітації пацієнтів із ППВВК.
Актуальность. Переломы проксимального отдела большеберцовой кости (ППОБК) составляют до 5 % среди всех переломов костей скелета и часто сопровождаются повреждением важных мягкотканных структур и компрессией костной ткани со стороны суставной поверхности. Актуальность данной проблемы определяется тем, что для ППОБК характерна высокая частота неблагоприятных функциональных результатов: нередко в отдаленном периоде после травмы развиваются деформирующий остеоартроз, контрактуры, нестабильность коленного сустава. По данным ряда авторов, перечисленные выше осложнения встречаются в 5,8–28 % случаев, при этом выход на инвалидность достигает 5,9–9,1 %. Все это обусловливает большую медико-социальную значимость проблемы, а определение наиболее эффективного метода лечения этой патологии является актуальным вопросом современной травматологии. Материалы и методы. На начальном этапе по данным анатомических моделей и КТ-сканов средствами SolidWorks создана твердотельная 3D-модель голени, которая насчитывала такие элементы, как большеберцовая и малоберцовая кости, межкостная мембрана, связки проксимального и дистального межберцового сочленения (перелом проксимального отдела большеберцовой кости). Далее разработаны четыре варианта фиксации костных отломков с применением пластин LCP и интрамедуллярного блокирующего остеосинтеза металлическим стержнем. На следующем этапе заданы граничные условия закрепления и нагрузки модели массой тела в среднем 75 кг (750 Н) и создана конечно-элементная модель, которая насчитывала 381 787 узлов и 206 583 элемента. Результаты. Более равномерное распределение напряжений на всех элементах модели происходит при применении интрамедуллярного блокирующего стержня, нагрузки на металлические части, кость и связки меньше, чем нагрузка в моделях 1 и 2. Показатели деформаций и общих перемещений модели при этом также незначительны, что говорит о достаточной стабильность отломков и способа остеосинтеза в целом. Подобная ситуация наблюдается и при использовании пластин LCP при их билатеральном применении (модель 3). Выводы. Результаты исследования в дальнейшем могут служить основой для разработки алгоритма хирургического лечения и реабилитации пациентов с ПОБВК.
Background. The proximal tibial fractures (PTF) amount for 5 % of all skeletal bone fractures and are often accompanied by da-mage to the important soft tissue structures and bone compression in the tibial plateau. The urgency of this issue is determined by the fact that the PTF is characterized by a high frequency of adverse functional results: often, in the distant period after the injury, the osteoarthritis, contractures, instability of the knee develop. According to some authors, the rate of the above complications ranges from 5.8 to 28 %, with the output of disability of 5.9–9.1 %. All these cause great medical and social significance of this problem, and determination of the most effective method of this pathology treatment is an urgent issue of modern traumatology. Materials and methods. At the initial stage, according to the anatomical models and CT scans, a solid 3D model of the tibia, which included elements tibia, fibula, intercostal membrane, ligaments of the proximal and tibiofibular ligament (fracture of the proximal tibia) is created in Solid Works software package. In the following, 4 variants of bone fragments osteosynthesis using LCP-plates and intramedullary locking nail were developed. At the next stage, the boundary conditions for fixing and loading the model with a bodyweight corresponding to the average bodyweight of 75 kg (750 H) were applied, and a finite element model was created, which numbered 381,787 knots and 206,583 elements. Results. More uniform stress distribution on all elements of the model occurs when applying the intramedullary locking nail (model 4), the stress on the metal parts, bone and ligament is less than the stress on the elements in models 1 and 2. The strain and total deformation values of the model 4 are also insignificant and less than the strain on the elements of model 1 and 2, which indicates sufficient stability of the fragments and the method of osteosynthesis as a whole. A similar situation was observed in the case of the use of LCP-plates in their bilateral application (model 3). Conclusions. The results of the study can further serve as a basis for the algorithm of the development of surgical treatment and rehabilitation of PTF patients.
Вступ
Переломи проксимального відділу великогомілкової кістки (ППВВК) становлять від 2 до 5 % серед усіх переломів кісток скелета [8] та часто супроводжуються пошкодженням важливих м’ягкотканних структур і компресією кісткової тканини з боку суглобової поверхні [9, 11]. Актуальність даної проблеми визначається тим, що для ППВВК характерна висока частота несприятливих функціональних результатів: нерідко в віддаленому періоді після травми розвиваються деформуючий остеоартроз, контрактури, нестабільність колінного суглоба. За даними низки авторів, перераховані вище ускладнення зустрічаються від 5,8 до 28 %, при цьому вихід на інвалідність досягає 5,9–9,1 % [1, 10]. Усе це обумовлює велику медико-соціальну значимість даної проблеми, а визначення найбільш ефективного методу лікування цієї патології є нагальним питанням сучасної травматології.
Для лікування ППВВК запропонована велика кількість оперативних методик. Загальноприйнятим золотим стандартом при позасуглобових ППВВК є використання блокованого інтрамедулярного остеосинтезу, при внутрішньосуглобових ППВВК використовують накладні пластини та гвинти [3, 9]. Проте при аналізі літератури з приводу лікування переломів проксимального відділу великогомілкової кістки виявляється відсутність єдиної думки щодо використання того чи іншого металофіксатора для лікування цієї категорії пацієнтів.
З моменту появи та впровадження в медичну практику перших металевих імплантатів для остеосинтезу й до недавнього минулого перевірка їх біомеханічних властивостей здійснювалася тільки на основі натурних біомеханічних дослідів і результатів клінічної практики. Значною мірою ця тенденція зберіглася й до цього часу. Дослідні зразки імплантатів випробовуються при різних навантаженнях на мертвому кістковому матеріалі, результати експериментів впроваджуються у клінічну практику. При цьому застосування пристрою протягом тривалого часу дозволяє остаточно оцінювати його придатність та вдосконалювати методику використання. Звісно, такий підхід вимагає значних матеріальних ресурсів і займає багато часу. Механічні випробування відносяться до руйнівних методів контролю, тому дослідження проводяться на мертвому кістковому матеріалі, що значно поступається рівню фізико-механічних властивостей живої тканини. Прямі механічні дослідження вивчення інтерактивної поведінки системи «кістка — імплантат» достатньо складні та малоінформативні через асиметричну геометрію кісткової тканини. Це унеможливлює точне визначення питомих навантажень як за довжиною, так і в перерізі, а також відтворення складно-напруженої схеми одночасних деформацій (стиснення, кручення, згин, розтяг), що знижує економічну й соціальну ефективність таких досліджень [2].
Водночас здійснюються спроби обґрунтування придатності металевих імплантатів на основі відомостей про біомеханіку систем людини. При цьому найчастіше проводиться розрахунок наближених схем, що відображають ключові аспекти поведінки системи «кістка — імплантат», з використанням програмних реалізацій чисельних методів, наприклад методу кінцевих елементів. На основі результатів розрахунку можна робити висновки про роботу імплантата та його вплив на кістку і тим самим відмовитися від подальшого розгляду очевидно безперспективних конструкцій; з’являється можливість корегувати або змінювати форму компонентів імплантата для поліпшення його функціональності; відпадає потреба в проведенні численних експериментів на тваринах; суттєво знижується вартість і скорочується час розробки конструкції імплантата; на основі розподілу деформуючих напружень можливе точне прогнозування віддалених результатів [5, 15].
З метою визначення вибору оптимального методу внутрішньої фіксації кісткових фрагментів при метафізарних переломах проксимального відділу великогомілкової кістки проведено дослідження надійності фіксації відламків при застосуванні пластин LCP та інтрамедулярного блокуючого остеосинтезу металевими стрижнями. Шляхом кінцево-елементного (КЕ) імітаційного комп’ютерного моделювання проведено порівняльний аналіз показників напружено-деформованого стану (НДС) біомеханічних систем «металевий фіксатор — кістка» за показниками напружень (за Мізисом), деформацій і загальних переміщень (Total Deformation) елементів моделі при різних варіантах остеосинтезу.
Матеріали та методи
На початковому етапі за даними анатомічних моделей та КТ-сканів засобами SolidWorks створено твердотільну 3D-модель гомілки, яка налічувала такі елементи: великогомілкова та малогомілкова кістки, міжкісткова мембрана, зв’язки проксимального та дистального міжгомілкового зчленування. На моделі відтворено метафізарний перелом проксимального відділу великогомілкової кістки з діастазом між кістками 1 см і розроблено 4 варіанти фіксації кісткових відламків із застосуванням пластин LCP та інтрамедулярного блокуючого остеосинтезу металевим стрижнем (рис. 1).
На наступному етапі задані граничні умови закріплення й навантаження моделі масою тіла, що відповідає середньостатистичній масі тіла 75 кг (750 Н), та створено кінцево-елементну модель (рис. 2), яка налічувала 381 787 вузлів та 206 583 елементи. У контактних ділянках для підвищення точності розрахунків кінцево-елементну сітку було ущільнено.
Механічні властивості матеріалів, що застосовували для розрахунків [14], наведені у табл. 1.
Введено поняття «допустимі напруження» [σ], що дорівнюють:
де nm = 2,6 — для кістки та nm = 1,5 — для зв’язки та фіксаторів, n0,2 = 1,5.
Границя міцності металевих фіксаторів у даному випадку:
Границя розтягу для кістки у даному випадку невідома, тому
Згідно з [11], границя міцності сполучної тканини зв’язок варіює від 4,02 до 41,19 МРа, тому
Отже, максимальні значення напружень на кістці у даному дослідженні не повинні перевищувати діапазон міцності для кісткової тканини 10,77–46,15 МРа, а на зв’язках — 2,68–27,46 МРа. У найгірших ситуаціях до уваги беруться мінімальні значення цього діапазону (10,77 та 2,68 МРа відповідно). У зв’язку з тим, що напружено-деформований стан суглобового хряща у даних задачах впливає на значення НДС моделі несуттєво, а межі його міцності значно варіюють, то значення НДС на ньому розглядаються оглядово, напруження незначно відрізняються від норми для всіх розрахунків.
Розрахунки здійснювали в універсальній програмній системі кінцево-елементного аналізу ANSYS, яка застосовується в сфері автоматизованих інженерних розрахунків (САПР, або CAE) і КЕ рішення лінійних і нелінійних, стаціонарних і нестаціонарних просторових задач механіки деформованого твердого тіла й механіки конструкцій (включаючи нестаціонарні геометрично і фізично нелінійні задачі контактної взаємодії елементів конструкцій), механіки зв’язаних полів та інше.
Оцінювали показники НДС біомеханічних систем «металевий фіксатор — кістка» в різних варіантах остеосинтезу на всіх елементах моделі: на моделі в цілому, великогомілковій кістці, малогомілковій кістці, металевому фіксаторі, міжкістковій мембрані, зв’язках головки малогомілкової кістки та зовнішньої кісточки.
Результати та обговорення
Результати розрахунків НДС біомеханічної системи «фіксатор — кістка» при фіксації кісткових відламків із застосуванням пластини LCP унілатерально по медіальній поверхні великогомілкової кістки (модель 1) наведені на рис. 3. Як бачимо, максимальні значення напружень на моделі локалізовані на металевій пластині, що приймає основне навантаження. При цьому показники НДС на металевому фіксаторі при навантаженні масою тіла (750 Н) перевищують межі міцності матеріалу майже у 2 рази (1095,2 МРа), на великогомілковій та малогомілковій кістках знаходяться у межах допустимих напружень діапазону міцності для кісткової тканини (10,77–46,15 МРа), але перевищуючи його мінімальний показник на великогомілковій у 2,5 раза, на малогомілковій — на 20 %. При детальному аналізі максимальних значень НДС на кістках гомілки спостерігаються точкові концентратори напружень під різьбою у місці введення фіксуючих гвинтів у проксимальному відламку великогомілкової кістки та на дистальному епіфізі малогомілкової кістки на верхівці латеральної кісточки. Зминання цих ділянок під навантаженням не призводить до локальних або глобальних змін та не порушує загальної цілісності моделі. Для подальшого аналізу обрані значення за шкалою напружень на великогомілковій та малогомілковій кістках 15,12 та 7,21 МРа відповідно. Ці значення перевищують мінімальний показник на великогомілковій кістки у 1,4 раза, на малогомілковій — не перевищують межі міцності матеріалу.
Показники деформацій і загальних переміщень (Total Deformation) моделі наведені у табл. 2.
Результати розрахунків НДС біомеханічної системи «фіксатор — кістка» при фіксації кісткових відламків із застосуванням пластини LCP унілатерально по латеральній поверхні великогомілкової кістки (модель 2) наведені на рис. 4. Як бачимо, максимальні значення напружень на моделі локалізовані на металевій пластині, що приймає основне навантаження. При цьому показники НДС на металевому фіксаторі при навантаженні масою тіла (750 Н) перевищують межі міцності матеріалу у 1,5 раза (880,56 МРа), аналогічно на великогомілковій та малогомілковій кістках перевищують межі допустимих напружень діапазону міцності для кісткової тканини (10,77–46,15 МРа), значно перевищуючи його мінімальний показник на великогомілковій кістці майже у 4,6 раза, на малогомілковій — у 2,7 раза. При детальному аналізі максимальних значень НДС на кістках гомілки спостерігаються точкові концентратори напружень під різьбою у місці введення фіксуючих гвинтів у проксимальному відламку великогомілкової кістки та на ділянці контакту краю дистального відламку великогомілкової кістки з металевою пластиною. Зминання цих ділянок під навантаженням не призводить до локальних або глобальних змін та не порушує загальної цілісності моделі. Для подальшого аналізу обрані значення за шкалою напружень на великогомілковій кістці (12,53 МРа). Ці значення перевищують мінімальний показник на великогомілковій кістці у 1,2 раза.
/46.jpg)
Показники деформацій і загальних переміщень (Total Deformation) моделі наведені у табл. 2.
Результати розрахунків НДС біомеханічної системи «фіксатор — кістка» при фіксації кісткових відламків із застосуванням пластини LCP білатерально по медіальній та латеральній поверхні великогомілкової кістки (модель 3) наведені на рис. 5. Як бачимо, напруження на моделі розподілені більш рівномірно, максимальні значення напружень локалізовані на металевій пластині, що приймає основне навантаження (382 МРа). При цьому показники НДС на металевому фіксаторі при навантаженні масою тіла (750 Н) не перевищують межі міцності матеріалу. На великогомілковій та малогомілковій кістках значення НДС знаходиться у межах допустимих напружень діапазону міцності для кісткової тканини (10,77–46,15 МРа), але перевищуючи його мінімальний показник на великогомілковій у 2,8 раза, незначно перевищуючи його мінімальний показник на малогомілковій кістці — на 6 %. При детальному аналізі максимальних значень на кістках гомілки спостерігаються точкові концентратори напружень на дистальному епіфізі малогомілкової кістки на верхівці латеральної кісточки. Зминання цих ділянок під навантаженням не призводить до локальних або глобальних змін та не порушує загальної цілісності моделі. Для подальшого аналізу обрані значення за шкалою напружень на великогомілковій та малогомілковій кістках (7,28 та 4,09 МРа відповідно). Ці значення не перевищують мінімальний показник міцності кісткової тканини.
Показники деформацій і загальних переміщень (Total Deformation) моделі наведені у табл. 2.
Результати розрахунків НДС біомеханічної системи «фіксатор — кістка» при фіксації кісткових відламків із застосуванням інтрамедулярного блокуючого металевого стрижня (модель 4) наведені на рис. 6.
/47.jpg)
Як бачимо, максимальні значення напружень локалізовані на металевому стрижні, що приймає основне навантаження (250,4 МРа). При цьому показники НДС на металевому фіксаторі при навантаженні масою тіла (750 Н) не перевищують межі міцності матеріалу, а на великогомілковій кістці перебувають за межами допустимих напружень діапазону міцності для кісткової тканини (10,77–46,15 МРа), перевищуючи мінімальний показник у 5,6 раза, на малогомілковій кістці незначно перевищуючи мінімальний показник міцності — на 7 %. При детальному аналізі максимальних значень на кістках гомілки спостерігаються точкові концентратори напружень у ділянці контакту стрижня з краєм кістково-мозкового каналу за лінією перелому та на дистальному епіфізі малогомілкової кістки на верхівці латеральної кісточки. Зминання цих ділянок під навантаженням не призводить до локальних або глобальних змін та не порушує загальної цілісності моделі. Для подальшого аналізу обрані значення за шкалою напружень (6,02 та 4,32 МРа відповідно). Ці значення не перевищують мінімальний показник міцності кісткової тканини.
Показники деформацій і загальних переміщень (Total Deformation) моделі наведені в табл. 2.
Отримані показники НДС моделей зведено у табл. 2.
Відповідно до отриманих результатів розрахунків показників НДС, при навантаженні масою тіла більш рівномірний розподіл напружень на всіх елементах моделі відбувається при застосуванні інтрамедулярного блокуючого стрижня (модель 4). Показники деформацій і загальних переміщень (Total Deformation) моделі при цьому також незначні, що говорить про достатню стабільність відламків та способу остеосинтезу в цілому.
Досить стабільну фіксацію кісткових відламків забезпечують і пластини LCP при їх білатеральному застосуванні (модель 3), однак з незначно більшими показниками НДС на великогомілковій кістці та металевих конструкціях. Показники деформацій і загальних переміщень (Total Deformation) моделі при цьому також незначні, що свідчить про достатню стабільність відламків і способу остеосинтезу в цілому.
Найгірше фіксацію кісткових відламків забезпечує пластина LCP при її унілатеральному розташуванні по латеральній поверхні великогомілкової кістки (модель 2). Значення НДС значно перевищують межі міцності кісткової тканини як на малогомілковій, так і на великогомілковій кістках, а також міцність самої LCP-пластини. Показники деформацій і загальних переміщень (Total Deformation) моделі при цьому незначні.
Застосування пластини LCP при її унілатеральному розташуванні по медіальній поверхні великогомілкової кістки (модель 1) демонструє аналогічну поведінку. Значення НДС перевищують межі міцності кісткової тканини на великогомілковій кістці, а також значно перевищують міцність самої LCP-пластини. Показники деформацій і загальних переміщень (Total Deformation) моделі при цьому також незначні.
Графічно порівняльний аналіз наведений на рис. 7.
Надалі, відповідно до отриманих результатів, визначено максимально допустимі статичні навантаження на кожну модель, при яких показники НДС на основ-них елементах моделі знаходяться у межах допустимих напружень мінімального значення діапазону міцності матеріалів (тканин, металу). Результати розрахунку допустимих навантажень наведені у табл. 3.
Як бачимо у табл. 3, найбільше статичне навантаження (1341,78 Н) витримує модель 4, при застосуванні інтрамедулярного блокуючого стрижня. Найменше навантаження (275,59 Н) витримує модель 2, при застосуванні LCP-пластини унілатерально по латеральній поверхні великогомілкової кістки. При цьому в умовах динамічних навантажень (при ходьбі, бігу) допустимі навантаження будуть нижчі для всіх моделей.
Таким чином, проведене кінцево-елементне моделювання напружень в умовах фіксації ППВВК переконливо довело доцільність використання саме інтрамедулярного блокованого остеосинтезу та LCP-пластин при розташуванні їх білатерально для цієї категорії пацієнтів. Отримані в результаті дослідження дані в подальшому будуть служити базою для розробки алгоритму хірургічного лікування пацієнтів із ППВВК.
Традиційний післяопераційний режим для пацієнтів з ППВВК передбачає приблизно шість тижнів без навантаження на кінцівку. В основному це пов’язано з пересторогою хірурга щодо виникнення рефрактури. Деякі ортопеди сьогодні дозволяють негайне дозоване навантаження на кінцівку, однак настанов чи протоколів щодо термінів та величини навантаження на прооперовану кінцівку на даний момент не існує [12, 13]. Тому перенос маси тіла на оперовану кінцівку базується виключно на емпіричних судженнях хірурга. На це судження впливають фактори пацієнта — індекс маси тіла, вік, якість кісток, когнітивні порушення, рівень мобілізації до перелому та дотримання пацієнтом рекомендованих обмежень, а також складність перелому, отриманий результат хірургічного втручання, надійність фіксації відламків і швидкість репаративних процесів. Проведене дослідження дозволяє стверджувати, що негайне дозоване навантаження може бути застосовано після інтрамедулярного блокованого остеосинтезу та остеосинтезу із білатеральним застосуванням LCP-пластин для пацієнтів після хірургічного втручання з приводу ППВВК.
Висновки
1. При переломах проксимального відділу великогомілкової кістки для забезпечення надійної фіксації кісткових фрагментів доцільно застосовувати інтрамедулярний блокуючий остеосинтез металевими стрижнями або, альтернативно, LCP-пластини при їх білатеральному розташуванні.
2. Не рекомендовано застосування LCP-пластин при їх унілатеральному розташуванні по медіальній або латеральній поверхні великогомілкової кістки у зв’язку з перевищенням референтних значень меж міцності як фіксатора, так і кістки.
3. Моделі із застосуванням інтрамедулярного блокуючого остеосинтезу металевими стрижнями та LCP-пластин, розташованих білатерально, витримують більші статичні навантаження (р ≤ 0,05) порівняно з моделями з унілатеральним розташуванням LCP-пластин, що при клінічному використанні дозволяє проводити ранню реабілітацію пацієнтів.
4. Дозоване навантаження на оперовану кінцівку в рамках реабілітаційних заходів, що забезпечує стимулювання остеорепаративних процесів у ранні терміни, дозволяє знизити відсоток післяопераційних функціональних ускладнень.
5. Результати дослідження в подальшому можуть служити основою для розробки алгоритму хірургічного лікування та реабілітації пацієнтів з ППВВК.
Конфлікт інтересів. Автори заявляють про відсутність конфлікту інтересів та власної фінансової зацікавленості при підготовці даної статті.
Список литературы
1. Ахтямов И.Ф., Кривошапко Г.М., Кривошапко С.В. Послеоперационная реабилитация больных с внутрисуставными повреждениями коленного сустава и их последствиями (обзор литературы). Гений ортопедии. 2002. № 2. C. 150-155.
2. Боев В.Д., Сыпченко Р.П. Компьютерное моделирование. М.: ИНТУИТ.РУ, 2010. 349 с.
3. Гиршин С.Г. Клинические лекции по неотложной травматологии. М.: Азбука, 2004. 543 с.
4. Зациорский В.М., Аруин А.С., Селуянов В.И. Биомеханика двигательного аппарата человека. М.: Физкультура и спорт, 1981. 143 с.
5. Королев А.Л. Компьютерное моделирование. М.: Бином. Лаборатория знаний, 2010. 232 с.
6. Лапач С.Н., Чубенко А.В., Бабич П.Н. Статистические методы в биологических исследованиях с использованием Excel. К.: Морион, 2000. 320 с.
7. Мінцер О.П. Інформаційні технології в охороні здоров’я і практичній медицині: [у 10 кн.]: Оброблення клінічних і експериментальних даних у медицині: Навч. посіб. Кн. 5. К.: Вища школа, 2003. 350 с.
8. Гилев М.В., Волокитина Е.А., Антониади Ю.В., Черницын Д.Н. Новые подходы к лечению внутрисуставных переломов проксимального отдела большеберцовой кости. Уральский медицинский журнал. 2012. № 6. С. 121-127.
9. Мюллер М.Е., Альговер М., Шнайдер Р., Виллингер X.М. Руководство по внутреннему остеосинтезу. М.: Медицина, 1996. 750 с.
10. Patil S., Mahon A., Green S., McMurtry I., Port A. A biomechanical study comparing a raft of 3.5 mm cortical screws with 6.5 mm cancellous screws in depressed tibial plateau fractures. Knee. 2006. Vol. 13. № 3. Р. 231-235.
11. Jiang R., Luo C.F., Wang M.C., Yang T.Y., Zeng B.F. A com-parative study of Less Invasive Stabilization System (LISS) fixation and two-incision double plating for the treatment of bicondylar tibial plateau fractures. Knee. 2008. Vol. 15. № 2. Р. 139-143.
12. Mohamed M., Khedr A., Zaki L., Khaled S., Balbaa A. Effect of introducing early weight bearing training in rehabilitating patient with tibial plateau fracture fixed with open reduction internal fixation. Bioscience Research. № 16(2). P. 1232-1242.
13. Haak K., Palm H., Holck K., Krasheninnikoff M., Gebuhr P., Troelsen A. Immediate weight-bearing after osteosynthesis of proximal tibial fractures may be allowed. Danish Medical Journal. 2012. № 59(10). P. 4515.
14. Kubichek М., Florian Z. Stress strain analysis of Knee joint. Engineering Mechanics. 2009. № 5(16). P. 315-322.
15. Miler K., Nielsen P.M.F. Computational biomechanics for medicine. Springer + Business Media, LLS, 2010. 155 p.
/45.jpg)
/44.jpg)
/44_2.jpg)
/44_3.jpg)
/47_2.jpg)
/47_3.jpg)
/46.jpg)
/47.jpg)
/49.jpg)
/48.jpg)
/50.jpg)