CC BY
30
Статья поступила в редакцию 4.06.2013 г.
АНАЛИЗ НАПРЯЖЕННО-ДЕФОРМИРОВАННОГО СОСТОЯНИЯ БОЛЬШЕБЕРЦОВОЙ КОСТИ ПРИ ЕЕ ОСТЕОСИНТЕЗЕ С ИСПОЛЬЗОВАНИЕМ РАЗЛИЧНЫХ ФИКСИРУЮЩИХ УСТРОЙСТВ
ANALYSIS OF STRESS-STRAIN STATE OF TIBIA IN OSTEOSYNTHESIS WITH DIFFERENT FIXATION DEVICES
Климовицкий В.Г. Тяжелов А.А. Лафи Хатем Лобанов Г.В. Черныш В.Ю. Яресько А.В.
НИИ травматологии и ортопедии Донецкого национального медицинского университета им. М. Горького,
г. Донецк, Украина, Институт патологии позвоночника и суставов им. Н.И. Ситенко НАМН Украины,
г. Харьков, Украина
При лечении внесуставных переломов костей голени сохраняются противоречия по выбору оптимального варианта остеосинтеза, что делает актуальной разработку дифференцированного подхода. Одной из предпосылок к этому является изучение механических характеристик основных вариантов остеосинтеза.
Цель - сравнительный анализ напряженно-деформированного состояния (НДС) системы «фиксатор-кость» при остеосинтезе большеберцовой кости различными конструкциями на основе математического моделирования с использованием метода конечных элементов.
Материал и методы. Исследована модель большеберцовой кости, разработанная в Институте патологии позвоночника и суставов АМН Украины им. Н.И. Ситенко на основе томографических срезов голени, проведенных в метафизарных отделах через 1-3 мм, в диафизарном - через 5-10 мм. Осевая нагрузка соответствовала весу тела (800 Н). Характеристики материалов взяты из исследований Кнетса И.В. с соавторами (1980). Для оценки НДС использовали напряжения Мизеса. Моделировали поперечные и оскольча-тые переломы большеберцовой кости в средней и верхней трети. Варианты остеосинтеза: накостный, интрамедуллярный, наружный. Результаты. Для поперечных переломов не выявлено преимущества одного из изученных фиксаторов с точки зрения сравнения НДС с пределом прочности костной ткани или материала, из которого фиксатор изготовлен. На моделях оскольчатых переломов только при интрамедуллярном остео-синтезе НДС не превышает пределов прочности костной ткани и элементов фиксатора. Положительной стороной наружного остеосинтеза является перенесение напряжений из зоны перелома на внешние конструкции и элементы связи аппарата с костью, однако высокий уровень напряжений в конструкции требует внимания при предоперационном планировании. Выявлены предпосылки к возникновению угловых деформаций при накостном остеосинтезе оскольчатых переломов большеберцовой кости в случае ранней осевой нагрузки.
Заключение. Данные о механических свойствах системы «фиксатор-кость» при различных вариантах остеосинтеза большеберцовой кости целесообразно учитывать при выработке дифференцированного подхода к выбору оптимального варианта остеосинтеза.
Klimovitsky V.G. Tyazhelov A.A. Lafi Hatem Lobanov G.V. Chernysh V.Y. Yaresko A.V.
Scientific research institute of traumatology and orthopedics by Donetsk State Medical University named after M. Gorky,
Donetsk, Ukraine Sitenko Institute of Spine and Joint Pathology,
Kharkiv, Ukraine
The question about the choice of the optimal variant of osteosynthesis in the treatment of extraarticular tibial fractures remains controversial. Studies of the mechanical characteristics of different variants of osteosynthesis are one of the basic factors to the development of the differentiated approach.
Objective - to perform the comparative analysis of the stress-strain state (SSS) of the fixator-bone system in the different types of the tibia fractures osteosynthesis, based on mathematical modeling using the finite element method.
Material and methods. A model of the tibia, developed at Sitenko Institute of Spine and Joint Pathology, which was based on tomographic sections of the shin in every 1-3 mm in metaphyseal zones and every 5-10 mm in diaphyseal zone, was studied in the article. Axial load was corresponded to body weight (800N). Characteristics of the materials were taken from research of Knets I.V. et al. (1980). Mises mechanical stresses were used to assess the SSS. Transverse and comminuted fractures of the tibia in the middle and upper thirds of the diaphysis were studied. The types of osteosynthesis which were modeled: plate osteosynthesis, intramedullary locking nailing, external osteosynthesis. Results. There were no advantages of one or another fixator for transverse fractures from the point of view of comparison the SSS in the fixator-bone system with the limit of strength of bone or the material from which the fixator was made. In the comminuted fractures SSS didn't exceed the strength of the bone and elements of the fixator only in the case of intramedullary osteosynthesis. The positive side of the external fixation is the transfer of the stresses from the fracture zone to the external constructions and elements which connect the external device with the bone. But the high level of stresses in the fixator demands attention in preoperative planning. Preconditions for the angular deformity appearance were identified in comminuted fractures in the case of early axial loading after the plate osteosynthesis.
Conclusion. The data about the mechanical properties of the fixator-bone system in different types of the tibia fractures osteosynthesis might be taken into account in the elaboration of differentiated approach to the choice of the optimal variant of osteosynthesis.
Ключевые слова: большеберцовая кость; напряженно-деформированное Key words: tibia; the stress-strain state; osteosynthesis; a differentiated состояние; остеосинтез; дифференцированный подход. approach.
Актуальность проблемы лечения внесуставных переломов костей голени состоит в том, что до настоящего времени, при значительной частоте данной патологии, остаются относительно высокими как число осложнений, так и процент выхода на инвалидность [1]. При этом, несмотря на использование различных вариантов остео-синтеза [1-3], сохраняются определенные противоречия в отношении их выбора и обоснования. Выбор тактики и метода лечения повреждений костей голени должен учитывать механические характеристики отдельных вариантов осте-осинтеза. С учетом этого, целью данной работы было определено провести сравнительный анализ напряженно-деформированного состояния системы «фиксатор-кость» при остеосинтезе большеберцовой кости с использованием различных типов конструкций методом конечных элементов.
МАТЕРИАЛ И МЕТОДЫ ИССЛЕДОВАНИЯ
При проведении исследования за основу взята модель большеберцо-вой кости, разработанная в лаборатории биомеханики Института патологии позвоночника и суставов АМН Украины им. Н.И. Ситенко. Модель строилась на основе томографических срезов голени, проведенных в нижних и верхних отделах через 1-3 мм, а в диафизарном отделе — через 5-10 мм. Толщина кортикального слоя в проксимальном и дистальном отделах больше-берцовой кости принята за 2 мм и в диафизарном отделе увеличивается до 10 мм.
При исследовании в качестве осевой выбрана нагрузка, соответ-
ствующая весу тела (800 Н), приложенная к суставной поверхности проксимального отдела большебер-цовой кости вдоль ее продольной оси. Нижняя поверхность больше-берцовой кости в месте контакта с таранной костью закреплена.
Материал считали однородным и изотропным. Свойства материалов, используемых в расчете, взяты из литературы. При моделировании перелома для вновь образованной ткани модуль упругости задавался в 10 раз меньше модуля упругости губчатой кости, а коэффициент Пуассона брался равным 0,45. Характеристики других материалов были взяты из исследований Кнетса И. В. с соавторами [4] и приведены в таблице.
Для оценки напряженно-деформированного состояния (НДС) использовались напряжения Мизеса, как наиболее характерный показатель общей прочности модели. Уровень напряженного состояния измеряли в мегапаскалях (МПа).
Для сравнительного анализа НДС разных моделей были выбраны следующие области: внешняя поверхность кортикального слоя большеберцовой кости; внутренняя поверхность костномозгового канала; граница контакта «кортикальная — губчатая кость» либо граница контакта «элементы фиксирующего устройства — костная ткань». В приведенных расчетах для наглядности верхний уровень напряженного состояния ограничен 10 МПа.
Исследование проводилось для моделей переломов большеберцо-вой кости в средней трети («перелом с равной длиной фрагментов») и в верхней трети («перелом с коротким фрагментом»). В обоих
случаях вначале моделировали поперечный перелом (вариант 1) и оскольчатый перелом (вариант 2). Соответственно, для варианта 1 предполагалось, что в месте перелома образовалась костная ткань толщиной 2 мм с модулем упругости, равным 33 МПа (0,1 от величины модуля упругости губчатой ткани). Во втором варианте предполагалось, что в месте перелома отсутствует контакт между отломками, их стабилизацию обеспечивает исключительно фиксатор.
РЕЗУЛЬТАТЫ
И ИХ ОБСУЖДЕНИЕ
Моделирование перелома в средней трети большеберцовой кости.
При использовании в качестве фиксатора накостной пластины анализ результатов расчета показал, что общий характер распределения НДС в большеберцовой кости по сравнению с моделью кости без перелома практически не изменился. Основные изменения, как и можно было ожидать, произошли в области перелома, где максимальное значение напряжений Мизеса в пластине составило 94,8 МПа для варианта 1, а при варианте 2 (моделирование оскольчатого перелома) резко возросло и достигло в середине пластины 1200 МПа, что превосходит предел текучести стали (700 МПа), вследствие чего вызывает необратимую пластическую деформацию в ней. При этом на уровне перелома, вследствие пластической деформации в середине пластины, возникает тенденция к угловой деформации до момента достижения контакта между отломками большеберцовой кости, то есть к появлению угловой деформации.
Таблица
Характеристики механических свойств материалов, изучавшихся в ходе исследования
Материал Модуль Юнга, Е (МПа) Коэффициент Пуассона, v
Кортикальная кость 18350 0,3
Губчатая кость 330 0,3
Ткань в области перелома 33 0,45
Сталь 210000 0,28
■ 38
ПОЛИТРАВМА
Анализ НДС внутрикостной структуры показал, что основную нагрузку несет пластина фиксирующего устройства и кортикальный слой с медиальной стороны. Значения напряжений на границе контакта пластина-кость в области перелома достигают величины 63,4 МПа для варианта 1, что не является критическим для кортикальной кости (предел прочности равен 128 МПа), однако может вызвать микроразрушения в близлежащей кортикальной кости. Но при варианте 2 (оскольчатый перелом) значения напряжений на границе контакта пластина-кость в области перелома достигают величины 500 МПа, что выше упоминавшегося предела прочности костной ткани и, соответственно, может произойти ее разрушение.
Полученные данные говорят о том, что использование фиксирующей пластины для остеосинтеза большеберцовой кости в средней трети диафиза приводит к перераспределению НДС. При этом основную нагрузку несут фиксирующая пластина и кортикальный слой большеберцовой кости. Это подтверждает необходимость исключения осевой нагрузки на конечность после накостного остеосинтеза до появления рентгенологически определяемых репаративных явлений. Кроме того, полученные данные требуют учета при предоперационном планировании накостного остеосинтеза оскольчатых переломов для уменьшения вероятности появления деформаций на этапе лечения за счет возникновения напряжений, превышающих предел прочности костной ткани.
При моделировании аналогичных вариантов интрамедуллярного блокируемого остеосинтеза средней трети большеберцовой кости анализ результатов расчета показал, что общий характер распределения НДС в большеберцовой кости в обоих изученных вариантах перелома отличается как от модели в норме (без перелома), так и от модели с пластиной. В проксимальном отделе большеберцовой кости напряжения снизились и составили 5,5 МПа для варианта 1 и 5,4 МПа для варианта 2 (7,4 МПа для модели в норме). В дистальном
отделе уровень напряженного состояния не изменился — 4,8 МПа и 4,9 МПа, соответственно. Основные изменения произошли на уровне диафиза большеберцовой кости. Уровень напряженного состояния на внешней поверхности кортикального слоя костной ткани понизился до 1,9 МПа, так как основную нагрузку несет интрамедуллярный стержень.
Анализ НДС внутрикостной структуры также показал, что основную нагрузку несет интраме-дуллярный стержень. Максимальное значение напряжений Мизе-са в нем равняется 16,8 МПа для первого и 38,8 МПа для второго варианта. В области перелома на границе контакта стержень-кость уровень напряженного состояния также равен 16,8 МПа для первого и составляет 38,3 МПа для второго варианта. В дистальном отделе на границе контакта стержень-кость уровень напряженного состояния повысился и составил 11 МПа для первого и 8,6 МПа для второго варианта (3,5 МПа для модели в норме), в проксимальном — 7,5 МПа и 7,4 МПа, соответственно. Повышенное напряженное состояние локально и не распространяется по толщине костной ткани. На поверхности контакта блокирующих винтов с костной тканью величина напряжений Мизеса в первом варианте не превышает 4,1 МПа. Для модели оскольчатого перелома максимальное значение напряжения Мизеса на границе винт-кость (9,5 МПа) наблюдается для нижнего фиксирующего винта дисталь-ного отдела большеберцовой кости. На поверхности контакта других винтов с костной тканью величина напряжений Мизеса не превышает 7,2 МПа (3 МПа в первом варианте расчета).
При нагружении модели осколь-чатого перелома перемещение в области перелома обоих отломков вдоль вертикальной оси практически отсутствует и не превышает 0,05 мм, тенденции к возникновению осевых деформаций не отмечается.
Таким образом, из проведенных расчетов следует, что при использовании интрамедуллярного стержня для остеосинтеза больше-
берцовой кости в средней трети диафиза основную нагрузку несет интрамедуллярный стержень, при этом максимальный уровень напряженного состояния не является критическим для кортикальной кости (предел прочности которой равен 128 МПа). В целом уровень напряженного состояния в костной ткани в обоих изученных вариантах значительно меньше, чем при остеосинтезе пластиной.
Общий характер распределения НДС в случае применения наружного чрескостного остеосинтеза средней трети большеберцовой кости, как показали данные моделирования, отличается от других моделей остеосинтеза. В проксимальном отделе большеберцовой кости уровень напряженного состояния составил 6,6 МПа для варианта 1 и 9,3 МПа для варианта 2 (7,4 МПа для модели в норме). В дистальном отделе уровень напряженного состояния составил 4,7 МПа как для расчетной модели 1, так и для модели в норме (4,4 МПа для варианта 2). Основные изменения произошли на уровне диафиза большеберцовой кости. В частности, уровень напряженного состояния на внешней поверхности кортикального слоя диафиза понизился до 2,5 МПа.
Анализ НДС внутрикостной структуры показал, что основную нагрузку несут элементы аппарата внешней фиксации, что особенно ярко проявляется в варианте 2 — модели оскольчатого перелома. Так, значения напряжений на границе контакта элементов связи аппарата с костью с костной тканью при моделировании оскольчатого перелома для проксимального отдела составляют 612 МПа (17,3 МПа для первого варианта — моделирования поперечного перелома), для дистального отдела — 728 МПа (40,4 МПа для первого варианта), а в середине диафиза достигают величины 756 МПа (34,3 МПа для первого варианта моделирования). Таким образом, величины напряжений при моделировании осколь-чатого перелома значительно превосходят предел прочности костной ткани, что способно привести к ее разрушению (прорезыванию спицами).
Основную нагрузку, тем не менее, в обоих вариантах несут конструкции аппарата внешней фиксации, максимальное значение напряжений Мизеса в которых равняется 88,9 МПа для поперечного перелома и резко возрастает до 1735 МПа при моделировании оскольчатого перелома. Последний показатель значительно превосходит предел прочности стали (700 МПа).
Полученные данные показывают, что основную нагрузку в моделях остеосинтеза несут элементы конструкции аппарата внешней фиксации. Вдоль границы контакта элементов связи аппарата с костью с костной тканью максимальный уровень напряженного состояния в варианте 1 не является критическим для кортикальной кости. Однако в варианте 2 этот показатель достигает значения 756 МПа, что превосходит предел прочности костной ткани (128 МПа).
В то же время следует отметить, что в обоих вариантах моделирования уровень напряженного состояния на внешней поверхности кортикального слоя диафиза понизился до 2,5 МПа. С нашей точки зрения, это говорит о том, что наличие наружной конструкции предупреждает появление избыточных напряжений в зоне перелома в течение всего периода фиксации. Высокий уровень напряжений во внешних конструкциях должен учитываться при выборе конструкции и компоновки аппарата на этапе предоперационного планирования.
Моделирование перелома в верхней трети большеберцовой кости, проведенное по той же схеме, что и моделирование переломов в средней трети, показало в целом аналогичные тенденции в распределении напряженно-деформированного состояния. Так, исследование моделей накостного остеосинтеза показало, что основную нагрузку несут фиксирующая пластина и кортикальный слой большеберцовой кости. Установлено также, что из фиксирующих винтов наибольшее напряжение испытывают те, что расположены ближе к области перелома. Вдоль границы контакта пластина-кость уровень напряженного состояния значительно возрастает. При этом для варианта 1 (по-
перечный перелом) максимальный уровень напряженного состояния в костной ткани (24,1 МПа) наблюдается на границе контакта «пластина-кость» в области перелома, что не является критическим для кортикальной кости (предел прочности равен 128 МПа), однако может вызвать микроразрушения в прилегающей ткани области перелома. В отличие от этого, для варианта 2 (оскольчатый перелом) величина напряжений Мизеса на границе контакта пластина-кость в области перелома (309 МПа) превышает предел прочности костной ткани, что может вызвать ее локальные разрушения. Уровень напряженного состояния в середине пластины при этом (506,2 МПа) близок к пределу текучести стали, что может вызвать необратимую пластическую деформацию фиксатора, вследствие чего возможно возникновение деформации оси поврежденного костного сегмента.
При моделировании интрамедул-лярного блокируемого остеосинте-за было установлено, что, как и в средней трети, основную нагрузку несет интрамедуллярный стержень. Вдоль границы контакта стержень-кость внутри канала уровень напряженного состояния не превышает 20 МПа для варианта 1. Для варианта 2 этот показатель возрастает приблизительно в 1,7 раза, но критических цифр не достигает. В целом же полученные данные позволяют сделать вывод о том, что уровень напряженного состояния в костной ткани при интрамедул-лярном блокируемом остеосинтезе ниже, чем при остеосинтезе пластиной.
Исследование НДС при остео-синтезе двух вариантов переломов верхней трети большеберцовой кости аппаратом внешней фиксации
показало, что, как и в средней трети, основную нагрузку несут элементы конструкции аппарата. Причем если при поперечном переломе величина напряжений Мизеса в них достигает значения 70,1 МПа, то при моделировании оскольчатого перелома этот показатель достигает 1715 МПа, что превосходит предел прочности стали. Вдоль границы контакта «спицы-кость» максимальный уровень напряженного состоя-
ния в варианте 1 (40,4-43,3 МПа) наблюдается на дистальном уровне конструкции и не достигает критической величины (предел прочности кортикальной кости равен 128 МПа). В отличие от этого, при моделировании оскольчатого перелома уровень напряженного состояния вдоль границы контакта «спицы-кость» достигает значения 672 МПа, что превосходит указанный предел прочности костной ткани, вследствие чего не исключается возможность разрушения костной ткани в области контакта с элементами связи аппарата с костью и нарушения стабильности остеосин-теза.
Таким образом, исследование напряженно-деформированного состояния при моделировании поперечных и оскольчатых переломов в условиях их фиксации различными конструкциями для остеосинтеза выявило в целом аналогичные тенденции как для средней, так и для верхней трети большеберцовой кости. Для моделей поперечных переломов не было выявлено явного преимущества использования какого-либо из изученных фиксирующих устройств с точки зрения сравнения полученных значений НДС с пределом прочности костной ткани или материала, из которого фиксатор был изготовлен. В случае моделирования оскольчатых переломов оказалось, что только при использовании интрамедуллярного стержня уровень напряженного состояния не превышает пределов прочности как костной ткани, так и элементов фиксирующего устройства. Таким образом, конструкцией, демонстрирующей наименее высокие показатели НДС системы «кость-фиксатор» при моделировании как поперечного, так и оскольчатого перелома явился интрамедуллярный блокированный стержень.
Вместе с тем полученные данные показывают и то, что, с точки зрения анализа напряженно-деформированного состояния, применение каждой из изученных конструкций повышает величину НДС в том или ином элементе системы «кость-фиксатор». Так, при использовании интрамедуллярного стержня уровень напряженного состояния на наружной поверхности большебер-
цовой кости ниже по сравнению с другими вариантами фиксации, но выше внутри канала. Следовательно, «идеальной» конструкции для остеосинтеза, с этой точки зрения, не существует. Таким образом, необходимо не просто выбирать фиксирующую конструкцию по ее механическим характеристикам, а соотносить выбор с последующими нагрузками, возможными в послеоперационном периоде, особенностями послеоперационного ведения больных, а также принимать во внимание другие клинические и организационные аспекты выбора способа лечения. Вместе с тем полученные данные о напряженно-деформированном состоянии в системе «кость-фиксатор», с нашей точки зрения, должны быть важной составляющей такого выбора.
ВЫВОДЫ:
1. Среди изученных конструкций для остеосинтеза переломов боль-шеберцовой кости самые низкие показатели напряженно-деформированного состояния системы «кость-фиксатор» при моделировании как поперечного, так и оскольчатого перелома отмечены у интрамедуллярного блокированного стержня.
2.Положительной стороной осте-осинтеза аппаратами внешней фиксации является перенесение напряжений из зоны перелома на внешние конструкции и элементы связи аппарата с костью. Однако высокий уровень напряжений в конструкции должен учитываться при выборе оптимальной компоновки аппарата на этапе предоперационного планирования.
3.Полученные данные подтверждают необходимость исключения осевых нагрузок при накостном остеосинтезе большеберцовой кости до появления удовлетворительных репаративных явлений, а также свидетельствуют о наличии предпосылок к возникновению угловых деформаций при оскольчатых переломах.
4.Полученные данные о механических свойствах в системе «фиксатор-кость» при применении различных вариантов остеосинтеза большеберцовой кости, наряду с иными факторами, целесообразно учитывать при определении тактики лечения пострадавших, в том числе при выработке дифференцированного подхода к выбору оптимального варианта остео-синтеза.
ЛИТЕРАТУРА:
Трошкин, Ю.В. Хирургическое лечение больных с диафизарны-ми переломами костей голени стержневыми аппаратами внешней фиксации: дис. ... канд. мед. наук: 14.00.22 /Ю.В. Трошкин.
- Саратов, 2005. - 139 с.
Черняев, С.Н. Блокирующий интрамедуллярный остеосин-тез в лечении метафизарных переломов костей голени: ав-тореф. дис. ... канд. мед. наук /С.Н. Черняев. - СПб., 2009.
- 25 с.
El-Sayed, M. Management of simple (types A and B) closed tibial shaft fractures using percutaneous lag-screw fixation and Ilizarov external fixation in adults /M. El-Sayed, A. Atef //International Orthopaedics (SICOT). - 2012. - Vol. 36, N 10. - P. 21332138.
Кнетс, И.В. Деформирование и разрушение твердых биологических тканей /И.В. Кнетс, Г.О. Пфафрод, Ю.Ж. Саулгозис. - Рига: Зинатне, 1980. - 320 с.
1
2
3
4.
REFERENCES:
Troshkin Yu. V. Surgical treatment of patients with diaphyseal fractures of the tibia with rod apparatus for external fixation. Kand. med. nauk. dis. /Yu. V. Troshkin. - Saratov; 2005. (in Russian).
Chernyaev S.N. The locking intramedullary osteosynthesis in the treatment of metaphyseal tibial fractures. Kand. med. nauk. av-toref. dis. SPb.; 2009 (in Russian).
El-Sayed M., Atef A. Management of simple (types A and B) closed tibial shaft fractures using percutaneous lag-screw fixation and Ilizarov external fixation in adults. International Orthopaedics (SICOT). 2012; 36(10): 2133-2138.
Knets I.V. Pfafrod G.O., Saulgozis Yu.Zh. Deformation and destruction of hard biological tissues. Riga: Zinatne; 1980 (in Russian).
1.
2
3
4
Сведения об авторах:
Климовицкий В.Г., д.м.н., профессор, директор научно-исследовательского института травматологии и ортопедии, заведующий кафедрой травматологии, ортопедии и хирургии экстремальных ситуацш, Донецкий национальный медицинский университет им. М. Горького, г. Донецк, Украина.
Тяжелов А.А., д.м.н., профессор, руководитель лаборатории биомеханики, Институт патологии позвоночника и суставов им. Н.И. Ситенко НАМН Украины, г. Харьков, Украина.
Лафи Хатем, аспирант кафедры травматологии, ортопедии и хирургии экстремальных ситуаций, Донецкий национальный медицинский университет им. М. Горького, г. Донецк, Украина.
Лобанов Г.В., д.м.н., профессор, заместитель директора научно-исследовательского института травматологии и ортопедии по научной работе, профессор кафедры травматологии, ортопедии и хирургии экстремальных ситуаций, Донецкий национальный медицинский университет им. М. Горького, г. Донецк, Украина.
Черныш В.Ю., д.м.н., профессор кафедры травматологии, ортопедии и хирургии экстремальных ситуацш, Донецкий национальный медицинский университет им. М. Горького, Донецк, Украина.
Яресько А.В., младший научный сотрудник лаборатории биомеханики, Институт патологии позвоночника и суставов им. Н.И. Ситенко НАМН Украины, г. Харьков, Украина.
Information about authors:
Klimovitsky V.G., MD, PhD, professor, director of Scientific research institute of traumatology and orthopedics, head of chair of traumatology, orthopedics and emergent surgery, Donetsk State Medical University named after M. Gorky, Donetsk, Ukraine.
Tyazhelov A.A., MD, PhD, professor, head of biomechanics laboratory, Sitenko Institute of Spine and Joint Pathology, Kharkiv, Ukraine.
Lafi Hatem, postgraduate, chair of traumatology, orthopedics and emergent surgery, Donetsk State Medical University named after M. Gorky, Donetsk, Ukraine.
Lobanov G.V., MD, PhD, professor, deputy director of scientific work, Scientific research institute of traumatology and orthopedics, Donetsk State Medical University named after M. Gorky, Donetsk, Ukraine.
Chernysh V.Y., MD, PhD, professor of chair of traumatology, orthopedics and emergent surgery, Donetsk State Medical University named after M. Gorky, Donetsk, Ukraine.
Yaresko A.V., junior research scientist, biomechanics laboratory, Sitenko Institute of Spine and Joint Pathology, Kharkiv, Ukraine.
Адрес для переписки:
Черныш В.Ю., ул. Артема, 106, НИИ травматологии и ортопедии, Донецк, Украина, 83048
Тел: +38 (062) 311-11-92; +38 (050) 815-10-05 E-mail: [email protected]
Address for correspondence:
Chernysh V. Y., Artyoma St., 106, Donetsk, Ukraine, 83048 Scientific research institute of traumatology and orthopedics Tel: +38 (062) 311-11-92; +38 (050) 815-10-05 E-mail: [email protected]
m
ПОЛИТРАВМА
