CC BY
22
помощи при острых заболеваниях органов брюшной полости в г. Москве за 1996-2000 гг. // Хирургия. - 2001. - №12.
- С.68-71.
4.Карымасов Е.А., Горбунов Ю.В. Лечебно-диагностические аспекты организации хирургической помощи при кишечной непроходимости // Бюллетень Восточно-Сибирского научного центра СО РАМН. - Иркутск, 2002. - Т. I. № 5. - С.29-33.
5. Тотиков В.З., Калицова М.В., Амрилаева В.М. Лечебнодиагностическая программа при острой спаечной обтураци-онной тонкокишечной непроходимости // Хирургия. - 2006.
- №2. - С.38-43.
6. Шальков Ю. Л., Левендюк A.M. Рентгеноконтрастное исследование в хирургии спаечной кишечной непроходимости // Хирургия. - 1990. - №3. - С.54-57.
Информация об авторах: 664046, Иркутск, ул. Байкальская, 118, Клиническая больница №1 г. Иркутска, кафедра общей хирургии, Снегирев Иван Игнатьевич - к.м.н.; Миронов Виктор Иванович - профессор кафедры общей хирургии, д.м.н.;
Башлыков Дмитрий Викторович - аспирант
© КОБЕЛЕВ И.А., ВИНОГРАДОВ В.Г., ЛАПШИН В.Л. - 2010
ИССЛЕДОВАНИЕ НАПРЯЖЕННО-ДЕФОРМИРОВАННЫХ СОСТОЯНИЙ СИСТЕМЫ «ПОВРЕЖДЕННЫЙ КОСТНЫЙ СЕГМЕНТ - АВФ» С ПОМОЩЬЮ ПРОГРАММНОГО КОМПЛЕКСА КОНЕЧНО-ЭЛЕМЕНТНОГО АНАЛИЗА ПРИ ЛЕЧЕНИИ ВНЕСУСТАВНЫХ ПЕРЕЛОМОВ ПРОКСИМАЛЬНОГО ОТДЕЛА БЕДРЕННОЙ КОСТИ
И.А. Кобелев1, В.Г. Виноградов2, В.Л. Лапшин3 ('Больница скорой медицинской помощи, г. Ангарск, гл. врач - Д.Н. Маханёк; 2Иркутский государственный медицинский университет, ректор - д.м.н., проф. И.В. Малов, кафедра травматологии, ортопедии и военнополевой хирургии с курсами нейрохирургии и мануальной терапии, зав. - д.м.н., проф. В.Г. Виноградов; 3Иркутский государственный технический университет, ректор - д.т.н., проф. И.М. Головных, кафедра сопротивления металлов, зав. - д.т.н., проф. В.Л. Лапшин)
Резюме. С помощью программного комплекса MSC.Nastran, расчетная часть которого базируется на методе конечных элементов (МКЭ), были выполнены исследования жесткости АВФ, для лечения больных с внесуставными переломами проксимального отдела бедренной кости. Рационально применение 3-х стержневой проксимальной подсистемы с перекрестным проведением стержней.
Ключевые слова: внесуставной перелом проксимального отдела бедренной кости, аппарат внешней фиксации, метод конечных элементов.
THE INVESTIGATION OF STRAINEDLY DEFORMED CONDITION OF INJURED BONE SEGMENT OF THE EXTERNAL FIXATION SYSTEM WITH THE HELP OF SOFTWARE - BASED COMPLEX OF FINITE ELEMENTAL ANALYSIS IN THE PROCESS OF EXTRAARTICULAR PROXIMAL FEMORAL FRACTURE TREATMENT
I.A. Kobelev1, V.G. Vinogradov2, V.L. Lapshin3 ('Emergency Care Hospital, 2Irkutsk State Medical University)
Summary. This article shows aspects of computer modeling for the external fixation frame using MSC.Nastran, reverse engineering software, that calculates the result based on the finite element method (FEM) which evaluates the external fixator rigidity intended for patients with extraarticular proximal femoral fractures. The application of three-core proximal system with crossed core insertion is rational.
Key words: computer modeling, external fixation, extraarticular proximal femoral fracture.
Травматизм последних десятилетий характеризуется увеличением количества травм опорно-двигательной системы и изменением структуры, в которой существенно возрос удельный вес числа больных пожилого и старческого возраста с нарушением процессов ремоделирования костной ткани и остеопорозом [2,25].
Наружный чрескостный остеосинтез является эффективным методом лечения больных травматологоортопедического профиля, позволяющим значительно улучшить исходы лечения свежих переломов, инфицированных повреждений сегментов конечностей, псевдоартрозов, неправильно сросшихся переломов, деформаций, дефектов костей и укорочений конечностей [2,10,12,13,25,27,28,30,32].
Предложен широкий спектр методик и аппаратов внешней фиксации, преимущественно различающихся формой и конструкцией внешней опоры, но недостаточно детально исследовано влияние на важнейшее качество аппарата - прочность фиксации - расположение и количество стержней, а так же форма компоновка внешней рамы. Зависимость такая отмечена разными исследователями, но, на наш взгляд, рекомендации приводятся достаточно противоречивые [2,3,5,10,11,19,22,23,26,33]. Также существует большое разнообразие методик исследования механических свойств аппаратов, что затрудняет сравнение результатов разных исследователей [1,2,4,6,7,8,9,14,15,16,17,18,20,21,24,29,31,33]. На решение именно этих вопросов направлено настоящее исследование с использованием метода конечных элементов (МКЭ).
На основе компьютерного моделирования нами проведено исследование деформации костных отломков, фиксированных костными стержнями и внешней рамы АВФ под действием внешней нагрузки. Проведён анализ результатов численного эксперимента и выявлены варианты рационального использования количества, диаметра костных стержней, количество шпилек, обеспечивающие минимальное деформированные состояния системы «поврежденный костный сегмент - АВФ».
Материалы и методы
В эксперименте дистальный костный отломок моделировался трубчатым стержнем с наружным диаметром 20 мм, внутренним диаметром 14 мм, длиной 125 мм, количество конечных элементов - 23. Стальные стержни имели диаметр
5 и 6 мм, длину 68 и 122 мм, количество конечных элементов соответственно 13-18. Сектора стальные R=87,5 мм, шпильки диаметром 6 мм.
Дистальная подсистема двухстержневого и трехстержневого аппарата внешней фиксации обоих аппаратов состояла из 2 стальных секторов соединенные между собой двумя шпильками и 3 костных стержней L = 89,0-89,5 мм.
Проксимальная подсистема двух стержневого аппарата представлена металлическим сектором, 2 стержней L=122,0 мм, расположенных под углом 127°, что соответствует шеечно-диафизарному углу. Трехстержневая подсистема представлена 3 стержнями L=122,0 мм, один из которых про-
ведён по шеечно-диафизарному углу. Проксимальная и дистальная подсистемы соединены тремя шпильками.
Рис. 1. Аппараты внешней фиксации А - двухстержневой, Б - трехстержневой с 3 штангами между проксимальной и дистальной подсистемой.
В моделях использовалось два типа материалов деформируемой среды: сталь (Е=190000МПа, ц=0,27) и кость (е=21000 МПа, ц=0,3) (Е - модуль упругости Юнга, ц - коэффициент поперечной деформации Пуассона). Закрепление стержней в костном отломке принималось жестким (жесткая заделка), на свободных концах стержней также устанавливались жесткие опорные узлы.
Использовались следующие обозначения: точка 34004 - место перелома, L1, L2, L3 - стержни, проходящие в головку бедра через шейку, при исследовании трёхстержневой проксимальной подсистемы согласно описанию в патенте на изобретение РФ № 2373887 от 22.08.2007 г. и L7,
L8 - стержни, проходящие в головку бедра через шейку, при исследовании двухстержневой проксимальной подсистемы. Дистальный костный отломок фиксирован 3 стержнями ^4, L5, L6) согласно описанию в патенте на изобретение РФ №
2361535 от 07.09.2007 г.
Нагрузка прикладывалась на дистальный отдел дистального конец костного отломка. Проксимальный фрагмент, представленный частью большого вертела, шейки и головки бедра, фиксированный длинными стержнями, проведенными под углом 127° по отношению к оси дистального фрагмента, имеет точку опоры на уровне верхней части головки. Смещение костных фрагментов определялось в «месте перелома» точка 34004. В качестве внешней нагрузки рассматривались три силовых фактора, равных по 500Н, действующих в пространственной системе координат ХД^ (ось Х направлена по продольной оси дистального костного отломка).
В ходе исследования определялись линейные смещения центра тяжести сечения костного отломка в месте перелома (точка А) по осям X, Y, Z раздельно под действием каждого силового фактора. Возникающие при действии каждой силы деформации в месте перелома разложены на проекции по трём осям (X, X Z).
приводит к уменьшению полного смещения костных отломков на 1,6 мм, при этом по оси Z снижается на 1,0 мм, по оси
Y на 1,4 мм, а по оси X 1,7 мм.
Учитывая прямую зависимость смещения костного отломка от силы воздействия, необходимо отметить, что каждые 10 килограмм нагрузки при трех стержневой проксимальной подсистеме АВФ лечения вертельных переломов при данных условиях эксперимента каждые 10 кг нагрузки сопровождаются смешением в 2 мм.
Исследовано влияние диаметра стержней на смещение костных отломков при лечении АВФ переломов проксимального отдела бедренной кости. При анализе полученных данных (рис. 3) необходимо отметить, что трехстержневая компоновка проксимальной подсистемы АВФ, предложенная для фиксации переломов проксимального отдела бедренной кости, с диаметром стержней 5 мм, является менее стабильной, чем со стержнями 6 мм и работает на достаточно высоких, но равноценных значениях от 9,2-10,0 мм при полном смещении и 7,8-8,9 мм по оси Х и равноценных величин по оси Y и Z от воздействия силы Ех=500 Н.
При лечении больных с использованием АВФ возможно применение 3 стержней с перекрестным проведением диаметром как 5 мм, так и 6 мм в проксимальной подсистеме, а
Полное (Т) по /. (Т1) по У (Т2) поХ(ТЗ)
Рис. 2. Смещение в месте перелома (узел 34004) от действия Рх=500 Н двухстержневой и трехстержневой систем (Х^).
дистальная подсистема должна компоноваться с использованием стержней диаметром 6 мм.
Проведена оценка смещения в месте перелома по осям Х, Y, Z и полного смещения при воздействии силы Б=500 Н
Результаты и обсуждение
Проведена сравнительная оценка трехстержневой и двухстержневой проксимальной подсистемы АВФ. При анализе полученных данных Пошое(Т) noZ(Tl) по Y(Т2) поХ(ТЗ)
(рис. 2) необходимо отметить, что трехстержневая Рис. 3. Смещение в месте перелома (узел 34004) от действия осевой силы конструкция проксимальной подсистемы АВФ, Fx=500 Н в трехстержневой системе при d=5 и d=6 мм (X-Z).
используемая для фиксации переломов прокси-
мального отдела бедренной кости, является более жесткой системой по сравнению с двухстержневой подсистемой. Полное смещение в месте перелома на 30% меньше по отношению к двух стержневой подсистеме. Наибольшее смещение происходит по осям Y на 1,3 мм, а по оси X - на 4,1 мм. Перемещение по оси Z в среднем меньше в 1,5 раз. Введение дополнительной (третьей) штанги в дистальной подсистеме трех стержневой компоновки проксимальной подсистемы
по осям Х, Y и Z. При анализе полученных данных (табл. 1, рис. 4) необходимо отметить, что трехстержневая конструкция проксимальной подсистемы АВФ, используемая для фиксации внесуставных переломов проксимального отдела бедренной кости с компоновкой стержней диаметром 6 мм, проявляет неустойчивость по всем вариантам воздействия силы Б=500 Н, особенно выражено смещение по оси Y (сагиттальная плоскость). Смещение костного фрагмента при
Смещение при разных направлениях нагружения
Варианты сравнения Полное смещение, мм Смещение по Х, мм Смещение по Y, мм Смещение по Z, мм
Fz=500H 9,2 7,8 4,6 -1,4
Fy=500H 15,6 -14,2 -6,3 -0,2
Fx=500H 12,1 -1,2 -5,3 10,6
воздействии по оси Y равно 15,6 мм, при этом воздействии смещение по оси Х достигает 14,2 мм, несколько меньше (6,3
Полное (Т) по г(П) но У (Т2) поХ(ТЗ)
Рис. 4. Смещение в месте перелома (узел 34004) от действия Б=500Н в трехстержневой системе №^).
мм) по оси Y, при этом, по оси Z отмечаются незначительнее смещения и составляют 0,2 мм. Несколько меньше смещение отмечается при воздействии силы по оси Х. Смещение составляет 12,1 мм, при этом: 10,6 по оси Z, -14, по оси Х и несколько меньше по оси Y (-5,3 мм).
е(Т) пог(Т1) по У (Т2) поХ(ТЗ)
Рис. 5. Смещение в месте перелома (узел 34004) от действия Бх=500 Н при увеличении Е отдельных элементов №^).
При воздействии силы по оси Z отмечаются наименьшие смещения по сравнению с плоскостями воздействия по осям Х и ^ Смещение составляет 9,2 мм, при этом по осям Х и Y соответственно 7,8 и 4,6 мм, а по оси - 1,4 мм.
Таким образом, трехстержневая конструкция проксимальной подсистемы АВФ, используемая для фиксации переломов проксимального отдела бедренной кости с компоновкой стержней диаметром 6 мм, проявляет неустойчивость по всем вариантам воздействия силы Б=500 Н. Наибольшее смещение отмечается при воздействии Б=500 Н по оси Y, что соответствует выносу конечности при ходьбе прооперированного больного и составляет 15,6 мм. Осевая нагрузка (ось Х) на конечность при воздействии Б=500 Н приводит к смещению костного фрагмента на 12,1 мм. Отведение конеч-
Таблица 1 ности (воздействие по оси Z) обеспечивает большую стабильность исследуемой компоновки АВФ, при этом полное смещение составляет 9,2 мм.
Исследовано влияние отдельных элементов конструкции трехстержневого аппарата на его жесткость при поочередном введении параметров абсолютной жесткости элементов аппарата (принятых за 100 Е) (рис. 5). За 100% приняты смещения в исходной модели аппарата (сектора - стальные, стержни сталь 6 мм,
6 стальных шпилек М6).
Анализ результатов влияния отдельных элементов конструкции трехстержневого аппарата на его жесткость при поочередном введении параметров абсолютной жесткости элементов аппарата (принятых за 100 Е) показал, что если все части модели будут из материала 100Е, деформации уменьшаются на 99%. В первую очередь полное смещение костного отломка при воздействии силы, равной 500 Н, зависит от жесткости стержней (40%). При этом полное смещение костного фрагмента в месте перелома составляет 4,0 мм, при этих условиях смещение по оси X составляло 3,4 мм, по оси
Y - 2,1 мм, а по оси Z - 0,4 мм. На втором месте стоит влияние шпилек и секторов на жесткость конструкции, что составляло примерно равные значения по 30%. Введение третьей шпильки в дистальной подсистеме приводило к повышению жесткости АВФ и уменьшает полное смещение на 0,8 мм. Если кость практически недеформи-руемая (при ее увеличении жесткости в 100Е), то она не оказывает влияния на жесткость фиксации костных отломков при данной конструкции АВФ. Позиция «rigid-rigid» иллюстрирует зависимость жесткости модели от затяжки соединений (1721% при абсолютно жесткой фиксации стержней).
Сравнительный анализ напряженно-деформированного состояния двух стержневого и трехстержневого аппаратов внешней фиксации позволил сделать следующие выводы:
1. Трехстержневая конструкция проксимальной подсистемы АВФ, используемая для фиксации переломов проксимального отдела бедренной кости, является более жесткой по сравнению с двухстержневой подсистемой. Полное смещение в месте перелома у трех стержневой подсистеме на 30% меньше чем у двух стержневой подсистеме. Наибольшее смещение происходит по осям Y и X. Перемещение по оси Z в среднем меньше в 1,5 раз.
2. Для трех стержневой конструкции проксимальной подсистемы АВФ при нагрузке на каждые 100 Н смещение составляет примерно 2 мм.
3. Оценка влияния отдельных элементов конструкции трех стержневого аппарата на его жесткость показала, что в первую очередь полное смещение зависит от жесткости стержней (40%). Влияние жесткости шпилек и секторов примерно равное (по 30 %).
Практические рекомендации при использовании трехстержневой проксимальной подсистемы при лечении вертельных переломов бедра.
1. При лечении больных с внесуставными переломами проксимального отдела бедренной кости АВФ рационально применение трехстержневой проксимальной подсистемы с перекрестным проведением стержней диаметром как 5 мм, так и 6 мм.
2. Дистальная подсистема должна компоноваться с использованием 3 стержней диаметром 6 мм.
3. Введение дополнительных штанг в дистальной подсистеме и между подсистемами приводит к уменьшению смещения костных отломков при нагрузке на оперированную конечность.
4. Рекомендовать больному ограничение физической нагрузки на оперированную конечность в ближайшем послеоперационном периоде до 10 кг до образования первичного костного регенерата.
ЛИТЕРАТУРА
1. Барабаш А.П., Барабаш И.В., Барабаш Ю.А. Способ определения жесткости фиксации костных отломков при
лечении больных в условиях чрескостного остеосинтеза // Гений ортопедии. - 2000. - №3. - С.89-93.
2. Бейдик О.В. Пути оптимизации лечения больных с
травмами и деформациями конечностей методом наружного чрескостного остеосинтеза: Дисс. ... д-ра мед. наук. -Саратов. - 1999. - 260 с.
3. Бобровский Н.Г. Лечение переломов длинных костей при тяжелых сочетанных травмах универсальными аппаратами комплекта КСТ-1: Автореф. дисс. ... канд. мед. наук. -СПб, 1996.- 23 с.
4. Голубев Г.Ш. Компьютерное управление аппаратом Илизарова в клинических условиях. - Ростов-на-Дону, 1997.
- 239 с.
5. Городниченко А.И. Чрескостный остеосинтез переломов длинных костей стержневыми и спице-стержневыми аппаратами оригинальной конструкции: Автореф. дисс. . д-ра мед. наук. - М., 2000. - 64 с.
6. Грицанов А.И. Сравнительная оценка устройств, обеспечивающих оптимальную степень напряжения спиц и стабильность фиксации отломков при оскольчатых переломах костей // Состояние и перспективы развития военной травматологии и ортопедии. Труды военно-медицинской академии. - СПб., МОРСАР АВ, 1999. - Т. 248. - С.332-338.
7. Дубае В.И. Биомеханические особенности пружинностержневого остеосинтеза при диафизарных переломах голени в эксперименте // Ортопедия, травматология и протезирование. - 1999. - №2. - С.64-68.
8. Ирьянов Ю.М., Петровская Н.В., Горбач Е.Н., Силантьева Т.А. Заживление переломов при чрескостном остеосинтезе в условиях сверхстабильной фиксации костных отломков // Новые направления в клинической медицине: Мат. Всерос. конф. - Ленинск-Кузнецкий: Издательский отдел ГНКЦОЗШ, 2000. - С.141-142.
9. Корнилов Н.В., Соломин Л.Н., Войтович А.В. Причины, значение и пути разрешения внутренних противоречий современной внеочаговой фиксации // Бюллетень ВСНЦ СО РАМН. - Иркутск, 2001. - Т. 19. №5. - С.61-68.
10. Коцкович И.М., Карась Г.М., Коцкович И.И. Сравнительные данные о ригидности фиксации переломов проксимального фрагмента бедра чрескостным аппаратом с помощью спиц и консольных стержней // Медицинская биомеханика: Тез. докл. междунар. конф. «Достижения биомеханики в медицине». - Рига, 1986, - С.529-533.
11. Кухтяк М.Е., Гайдаш Н.Л., Карась Г.М., Долчук Н.З. Обеспечение геометрической неизменяемости аппаратов наружной фиксации // Медицинская биомеханика: Тез. докл. междунар. конф. «Достижения биомеханики в медицине». -Рига, 1986. - С.541-545.
12. Лахтиков С.М. Использование стержневых аппаратов при переломах костей голени // Матер. конф. мол. ученых и спец. Мед. центра Упр. делами Президента РФ, посвящ. 30-летию Учеб.-науч. центра. - М., 1998. - С.47-48.
13. Ли А.Д. Чрескостный остеосинтез в травматологии. -Томск: Изд-во Томск. ун-та, 1992. - 197 с.
14. Либерман С.Б., Семенова В.Д. Влияние сил натяжения спиц на жесткость фиксации фрагментов кости в аппаратах Илизарова // Чрескостный компрессионный, дистракцион-ный и компрессионно-дистракционный остеосинтез в травматологии и ортопедии. Сб. науч. тр. КНИИЭКОТ. - Вып. 3.
- Челябинск, 1976. - С.143-148.
15. Либерман С.Б., Семенова В.Д. Исследование жесткости спиц Киршнера в аппаратах Илизарова // Чрескостный компрессионный, дистракционный и компрессионно-дистракционный остеосинтез в травматологии и ортопедии. Сб. науч. тр. КНИИЭКОТ. - Вып. 3. - Челябинск, 1976.
- С.137-143.
16. Пичхадзе И.М. Системный подход к выбору и компьютеризации стабильного чрескостного остеосинтеза при переломах длинных костей: Дисс. ... докт. мед. наук. - М., 1994. - 468 с.
17. Попков Д.А., Аборин С.А., Колчев О.В. К вопросу о стабильности фиксации при билокальном дистракционном остеосинтезе бедра // Гений ортопедии. - 2002. - №2. - С.40-45.
18. Соломин Л.Н., Тишков Н.В. Некоторые аспекты биомеханики остеогенеза косого перелома большеберцовой кости спице-стержневым аппаратом // Бюллетень ВСНЦ СО РАМН. - Иркутск, 1993. - №2. - С.82-84.
19. СоломинЛ.Н., Евсеева С.А., ПусеваМ.Э. Сравнительная оценка жесткости остеосинтеза локтевой кости различными типами чрескостных аппаратов // Гений ортопедии. - 1999. -№3. - С.41-44.
20. Соломин Л.Н. Управляемый комбинированный остеосинтез длинных костей: разработка, обоснование, клиническое использование: Дисс. ... докт. мед. наук. - Иркутск, 1996.
- 348 с.
21. Тишков Н.В. Лечение закрытых диафизарных переломов костей голени методом чрескостного остеосинтеза в регионе с малой плотностью населения: Автореф. дис. ... канд. мед. наук. - Иркутск, 1995. - 20 с.
22. Усков О.Н. Лечение оскольчатых переломов большеберцовой кости стержневыми и спицестержневыми аппаратами А.И. Городниченко: Дисс. ... канд. мед. наук. - М., 2001.
- 152 с.
23. Фурсов С.А., Лукьянченко В.В., Севостьянов Д.А., Елисеева Т.С. Сравнительные показания к применению аппаратов внешней фиксации // Новые технологии в хирургии. Конференция хирургов Западно-Сибирской железной дороги, посвященная 10-летию клиники хирургических болезней ФУВ Новосибирского медицинского института. -Новосибирск, 1999. - С.154-56.
24. Шевцов В.И., Немков В.А., Скляр Л.В. Аппарат Илизарова. Биомеханика. - Курган: Периодика, 1995. - 165 с.
25. Шумада И.В., Стецула В.И. Метод чрескостного остеосинтеза и перспективы его применения в травматологии // Актуальные вопросы военной травматологии. - Л., 1984. -Вып. 15. - С.36-39.
26. Остапчук М.П., Процик А.І. Остеосинтез переломів довгих трубчатих кісток кінцівок апаратом УкрНДіТО // Науково-практична конференція з міжнародною участю, присвячена 25-річчю кафедри травматології і вертебрології ХМАПО: збірник наукових праць.. - Харків, 2003. - 292 с.
27. Aaron A.D., et al. Results of the Wagner and Ilizarov methods of limb-lengthening // J. Bone Joint Surg. Am. - 1996. -Vol.78. №1. - P.20-29.
28. Bassett G.S., et al. The use of the Ilizarov technique in the correction of lower extremity deformities in children // Orthopedics. - 1997. - Vol. 20. №7. - P.623-627.
29. Bramer J.A., Barentsen R.H., vd ElstM., et al. Representative assessment of long bone shaft biomechanical properties: an optimized testing method// J. Biomech. - 1998. - Vol. 31. №8. -P.741-745.
30. Catagni M.A., et al. Treatment of genu varum in medial compartment osteoarthritis of the knee using the Ilizarov method // Orthop. Clin. North. Am. - 1994. - Vol. 25. №3. - P.509-514.
31. Placzek R., Deuretzbacher G., Meiss A.L. Tensile strength of bone fixation of hydroxyapatite coated Schanz screws of the Heidelberg External Fixation System (HEFS) - comparative torque measurements in clinical use and in cadaver tibia // Biomed. Tech. (Berlin). - 2002. - Vol. 47. №12. - P.323-325.
32. Prevot J., et al. Bilateral lengthening of short lower limbs 26 cases treated with the Ilizarov method // Chirurgie. - 1994. -Vol. 12. №6-7. - P.360-367.
33. Yilmaz E., Belhan O., Karakurt L., et al. Mechanical performance of hybrid Ilizarov external fixator in comparison with Ilizarov circular external fixator / E. Yilmaz, // Clin. Biomech.
- Bristol, Avon, 2003. - Vol. 18. №6. - P.518-522.
Информация об авторах: 664003, г. Иркутск, ул. Красного восстания, 1. ИГМУ раб. тел. 8(3951)24-38-25, Виноградов Валентин Георгиевич - заведующий кафедрой, д.м.н., профессор, заслуженный изобретатель РФ; Кобелев Игорь Алексеевич - врач травматолог-ортопед, e-mail: docigor@bk.ru;
Лапшин Владимир Леонардович - заведующий кафедрой, д.т.н., профессор.
