CC BY
140
УДК 616.71-001.5-08
С.Е. Никитин 1, И.Н. Дашевский 2, М.В. Паршиков 3 4
ОБОСНОВАНИЕ ЭФФЕКТА РАЗГРУЗКИ ЗОНЫ ПОВРЕЖДЕНИЯ ПРИ ИММОБИЛИЗАЦИИ ПОВРЕЖДЕННОГО СЕГМЕНТА КОНЕЧНОСТИ В ОРТОПЕДИЧЕСКИХ ТУТОРАХ
1 Центральный институт травматологии и ортопедии (Москва)
2 Институт проблем механики им. А.Ю. Ишлинского РАН (Москва)
3 Московский государственный медико-стоматологический университет (Москва)
4 МНПО «ПАРИЗО» (Москва)
Авторами проведены исследования, посвященные биомеханике взаимодействия системы «нога — тутор». Среди различных эмпирически, выделенных в клинике функций, механизмов и. принципов терапевтического воздействия ортезов проанализировано явление разгрузки пораженной области в плане ее биомеханического анализа.
Ключевые слова: биомеханика, ортезы, туторы нижних конечностей
BASING OF THE EFFECT OF RELIEF OF INJURED ZONE AT THE IMMOBILIZATION OF INJURED SEGMENT OF THE EXTREMITY IN ORTHOPEDIC REMOVABLE JOINT-IMMOBILIZER
S.E. Nikitin 1, I.N. Dashevskiy 2, M.V. Parshikov 3 4
1 Central Institute of Traumatology and Orthopedy, Moscow
2 Institute of Mechanics Problems named after A.Yu. Ishlinskiy RAS, Moscow
3 Moscow State Medical Stomatological University, Moscow
4 Medical Scientific Production Association «PARIZO», Moscow
Authors performed researches devoted, to biomechanics of interaction of the system. «leg — removable joint-immobilizer». Among different functions, mechanisms and principle of therapeutic influence of brace that were empirically chosen in clinics we analyzed, relief of injured, zone in the context of biomechanical analysis Key words: biomechanics, braces, removable joint-immobilizer of low extremities
Немаловажное значение для лечения переломов и их осложнений, а также для коррекции и профилактики развития ортопедических дефектов, восстановления утраченных форм и функций опорно-двигательной системы имеют ортезы.
Ортез (греч. orthos — прямой, правильный)
— специальное техническое устройство, применяемое для фиксации, разгрузки, коррекции и активизации функций поврежденной конечности. По конструктивным признакам ортезы разделяют на: бандажи, корсеты, шины, туторы и аппараты. По функции — на фиксационные, поддерживающие, разгружающие, корригирующие, разрабатывающие или стимулирующие (тренирующие разработку суставов) и замещающие (протезы). Ортезы могут быть как индивидуально изготовленные, так и серийно выпускаемые, заданной конфигурации изделия, плотно охватывающие сегмент или несколько участков конечности, с соответствующими, в зависимости от поставленных задач, механическими свойствами.
В последнее время привычные средства в виде гипсовых шин и циркулярных повязок постепенно вытесняются высокотехнологичными устройствами, дающими возможность динамической регулировки компрессии сегмента («подтяжки») и управляемой подстройки ортеза под конкретного пациента в течение всего периода лечения, что позволяет обеспечить лучшую фиксацию и дози-
рованную нагрузку проблемной зоны, уменьшить сроки и улучшить качество лечения.
Для обеспечения иммобилизации при повреждениях от верхней трети до средней трети бедра нами применялся «тутор на тазобедренный сустав» до коленного сустава. Этого ортеза было достаточно для создания иммобилизации и блокирования «рычагового механизма» смещения в момент ходьбы при локализации повреждений в диапазоне от в/3 до с/3 бедра [4 — 8, 15].
При локализации патологического процесса в средней трети бедра, в том числе и при наличии дефектов костной ткани (многооскольчатый характер перелома с локализацией в 1/3 длины сегмента или развитие дефекта костной ткани в послеоперационном периоде), уже применялся «тутор на тазобедренный и коленный суставы» без фиксации стопы.
При дистальных переломах бедренной кости (от средней трети до надмыщелковой зоны) применяли «аппарат на всю ногу с разгрузкой под тубер» или «тутор на всю ногу с разгрузкой под тубер», который позволяет осуществлять более жесткий контроль над установкой стопы и положением голени к коленному суставу. Наличие цельнолитого компонента «стопа + голень» обеспечивает блокирование ротации голени относительно бедра, а при разблокировке шарнира коленного сустава позволяет создавать управляемую его разработку в коленном суставе.
При переломах диафиза большеберцовой кости от границы верхней со средней третью и до н/3 голени мы применяли специальный «тутор на голень и голеностопный сустав» с верхней границей от коленного сустава, плотной фиксацией (адаптацией) верхнего кольца тутора на мыщелки большеберцовой кости до пальцев стопы. Причем стелька тутора должна отображать выраженность сводов для создания плотного контакта между тутором и стопой во время ходьбы.
В случаях, когда линии переломов находились выше границы в/3 голени и приближались к проксимальной метафизарной зоне большеберцовой кости, применяли «аппарат на коленный сустав с блоком для голеностопного сустава». Он состоял из гильз бедра и «голень + стопа», соединенных специальными шарнирами в зоне биомеханической оси коленного сустава.
При локализации перелома на уровне ниже н/3 диафиза плотной адаптации верхнего кольца тутора на мыщелки большеберцовой кости не требуется и достаточно того, чтобы верхняя граница тутора доходила лишь до в/3 голени.
Несмотря на растущее использование ортезов в клинике, спорте и быту и наличие ряда медицинских руководств и атласов по биомеханике ортезов [11, 14], количественная (математическая, вычислительная, как, впрочем, и экспериментальная) биомеханика ортезов находится пока что в стадии становления. Большая часть выполненных здесь исследований касается ортезов для различных отделов позвоночника [2], а также отчасти, по коммерческим причинам, биомеханики стопы и стелек [1]. Публикации, посвященные изучению туторов нижних конечностей методами механики деформируемого твердого тела, единичны [12, 13, 16]. В обобщающих работах монографического характера анализ порой ограничивается рамками теоретической механики без какого-либо учета деформируемости биологических тканей и материала тутора [3]. При этом в стороне остаются такие центральные вопросы биомеханики ортезирования нижних конечностей, как механизмы и степень разгрузки проблемных зон за счет тутора, а также управление разгрузкой; биомеханика иммобилизации (ограничения взаимной подвижности, стеснения движений) отломков кости при применении туторов при разной локализации и степени подвижности зоны повреждения; возможность применения ортезов, обеспечивающих неподвижность в зоне повреждения, но сохраняющих движение в одном или обоих смежных суставах; вопрос о том, какой длины должен быть ортез, чтобы удерживать (предотвращать) смещение ослабленного повреждением места в статике и в движении и т.д.
ЦЕЛЬ РАБОТЫ
Исследования посвящены биомеханике взаимодействия системы «нога — тутор». В понятие системы «нога — тутор» мы закладываем совокупность взаимодействий биомеханических характеристик ноги, зоны повреждения кости
и механических свойств применяемых ортезов, изготовленных по новым технологиям с учетом современных материалов и конструкций. Среди различных эмпирически выделенных в клинике функций, механизмов и принципов терапевтического воздействия ортезов вначале мы решили проанализировать явление разгрузки пораженной области в плане ее биомеханического анализа.
МАТЕРИАЛЫ И МЕТОДЫ
Эксперимент
Тутор — это ортез, состоящий из гильз и креплений и предназначенный для обеспечения неподвижности в суставах и стабилизации какого-либо сегмента или всей конечности. Гильза сконструирована из двух полуцилиндров на липучках. Для ее изготовления применялись полимерные материалы, отвечающие необходимым медикотехническим требованиям.
Для определения основных особенностей механизмов разгрузки конечности в ортезе-туторе исследования проведены на группе здоровых до-бровольцев-мужчин в возрасте 40 — 60 лет, которые были предупреждены о цели исследования и его безопасности для здоровья. Для исследования были изготовлены различные по протяженности ортезы: «тутор на голень» (рис. 1А), то есть от пальцев стопы до коленного сустава, и «тутор на всю ногу с разгрузкой под тубер» (рис. 1Б).
А Б
Рис. 1. Внешний вид испытуемых в ортезах-туторах с установленными датчиками системы «ДиаСлед»: А - «тутор на голень»; Б - «тутор на всю ногу с разгрузкой под тубер».
У последнего гильза тутора состоит из двух половин: задней, начинающейся от пальцев стопы и до ягодичной складки со специальной площадкой для упора в область седалищного бугра, и передней (крышка) — от головок плюсневых костей до паховой складки. Нижнюю часть задней половины гильзы выполняют в виде стельки, точно соответствующей сводам стопы больного. Такое построение обеспечивает правильную опору всей подошвы на горизонтальную плоскость и одновременно со-
А Б В
Рис. 2. Внешний вид пациента в момент проведения исследования: А - момент одевания тутора со специальными стельками-датчиками; Б - полная весовая нагрузка на ногу в туторе; В - момент записи при нагрузке на противоположную конечность.
храняет правильное соотношение оси конечности к стопе при шаговой нагрузке.
Использованные нами туторы были изготовлены методом вакуумной формовки из полиэтилена высокого давления по слепку, снятому с ноги пациента (при некоторых показаниях туторы изготавливают методом ламинирования на основе акрилового композита, включающего упрочняющие слои из текстильного рукава «перлон» и карбоновой ткани). Для смягчения гильз ортезов применяются тонкие листы вспененного полиэтилена.
На базе протезно-ортопедического отделения ЦИТО нами были проведены экспериментальные измерения in vivo степени разгрузки нижней конечности при применении туторов и ее зависимости от типа и размеров тутора, а также степени бокового обжатия.
Для этого применялась методика измерения давления стоп на опору с помощью программноаппаратного комплекса (ПАК) «ДиаСлед» (производство ООО «ВИТ», г. Санкт-Петербург) [15] с использованием специальных тензометрических стелек, вкладываемых одновременно непосредственно под обе стопы: для правой (ортезирован-ной) ноги — внутрь ортеза, для левой ноги — прямо в обувь. Комплекс предназначен для регистрации и анализа биомеханических характеристик локо-моций человека путём накопления и обработки данных о распределении давления под стопами в статике и динамике в реальном масштабе времени (рис. 2).
Результаты измерений с помощью ПАК «ДиаСлед» представляются в разных вариантах в нескольких полях основного окна программы (рис. 3). В левом верхнем поле отображаются траектории центра давления (ТЦД) под каждой стопой и общего для обеих стоп; правее — топология (распределение) давлений под стопами; ниже
— графики интегральной (суммарной) нагрузки на стопы (зеленым (светлым) — на левую, красным (темным) — на правую и голубым — на обе стопы); внизу окна — подограмма, т.е. графики нагрузки на различные участки стопы: пятку, область свода, головки плюсневых костей, пальцы. На графиках интегральной нагрузки (с которыми мы более всего и работали) по оси абсцисс откладывается время в секундах, по оси ординат — суммарная нагрузка на каждую из стоп. При этом указываемые на графиках в кг численные значения нагрузки на самом деле условны и не дают реальных значений в кг, а должны еще после измерений быть должным образом обработаны, нормированы и могут быть достоверно использованы лишь как относительные показатели.
Для оценки степени разгрузки конечности внутри изделия проведены исследования при различных ситуациях: 1) в статике, стоя на двух ногах; 2) в статике, стоя поочередно на одной ноге; 3) в динамике при ходьбе с различной скоростью.
В начале обследования были записаны параметры стояния и ходьбы испытуемых в обычной повседневной обуви.
Рис. 3. Пример записи показателей в системе «ДиаСлед» здорового человека при ходьбе в обычной обуви.
Рис. 4. Пример записи графика интегральной нагрузки стопы на опору при попеременном стоянии на одной ноге: первая фаза - опора на ногу в обуви пациента, вторая фаза - опора на ногу в туторе.
изделия (фиксирующие ремни ортеза затягивались с различной силой). При этом ходьба в ортезе осуществлялась без дополнительной опоры, и ко всем испытуемым были предъявлены требования осуществления ходьбы, максимально приближенной к норме, то есть стараться достигать полной опоры на каждую из конечностей. Для достижения максимально полной весовой нагрузки ее измерения производились не только в момент ходьбы, но и в момент стояния на одной ноге
Биомеханическая модель разгрузки конечности в туторе
Для объяснения и лучшего осмысления полученных экспериментальных результатов была разработана биомеханическая модель поведения конечности в туторе и на ее основе проведены оценочные теоретические расчеты степени разгрузки и ее зависимости от характеристик конечности и ортеза.
Упрощенно схему нагружения сегмента ноги в туторе можно изобразить в следующем виде (рис. 6).
костный канап
кость
мягкие ткани
Рис. 5. Пример записи изменения графиков интегральной нагрузки стопы на опору при ходьбе: красная кривая - степень нагрузки подошвы стопы конечности в туторе; зеленая кривая - степень нагрузки подошвы стопы конечности в обуви.
После этого записывались как статические, так и динамические показатели изменения давления стопы на тензометрическую стельку в ортезах и при разной степени обжатия конечности внутри
ортез
Рис. 6. Схема изображения системы «нога-тутор», где Р -вес тела, передаваемый через трубчатые кости.
В норме вес тела передается на трубчатые кости конечности, далее на арку стопы, через нее (на первой фазе шага) на пятку, подпяточный слой мягких тканей и, наконец, на поверхность опоры. Механические и геометрические характеристики ортеза, костей и мягких тканей приведены в таблице 1, где введены обозначения: E (Па) — модули Юнга (упругости) материалов в Паскалях; L (м) — характерные длины в метрах; D (м) — диаметры; t (м) — толщины; индексы обозначают соответственно: о — ортез (orthosis); b — кость (bone); u — подпяточный слой мягких тканей (underheel).
Таблица 1
Механические и геометрические характеристики ортеза, костей и мягких тканей
E (Па) L (м) D (м) t (м)
О 5, 5 X о СО 5 X 1о-1 1о-1 5 X 1о-3
b 1,8 X Ю™ 5 X 1о-1 4 X 1о-2 1о-2
u 1о5 1о-2 5 X 1о-2 -
Эти данные позволяют показать расчетом, что укорочение трубчатых костей под действием веса тела пренебрежимо мало по сравнению со сжатием подпяточного слоя мягких тканей, так что кости при расчетах можно считать абсолютно жесткими. В то же время, поскольку при ортезиро-вании подошва ортеза в точности моделирует свод стопы, фактически арка стопы, подпяточный слой мягких тканей и подошва ортеза при нагружении работают совместно, как единая конструкция в виде «сэндвича».
Сводка податливостей основных несущих элементов системы «нога — тутор» дана в таблице 2.
Таблица 2
Сводка податливостей основных несущих элементов системы «нога - тутор»
Трубчатые кости b Гильза ортеза о Стопа с подошвой ортеза f
Податливость (1/F) х 106 (м/Н) 0,025 0,6 11
Возникновение эффекта разгрузки при ор-тезировании нижних конечностей обусловлено тем, что при переходе человека из положения лежа в положение стоя его нижние конечности принимают на себя действие веса тела, чему препятствует плотно подогнанный к конечности ортез, на который и переносится при этом часть веса тела. Можно выделить следующие основные механизмы разгрузки конечности в туторе:
1. Наличие зон локальных опор на мыщелки, связку надколенника и бугор седалищной кости, принимающих на себя часть веса тела.
2. «Эффект воронки», заключающийся в передаче части нагрузки на коническую часть гильзы ортеза: голень находится в изделии как в воронке, в которую она при действии осевой нагрузки может слегка просесть, но не может полностью провалиться.
3. Разгрузка на поверхность гильзы ортеза за счет трения.
Приведенные выкладки и изложенные соображения позволяют формализовать биомеханику разгрузки в системе «нога — тутор» в виде схемы (рис. 7). Здесь P — это вес тела, который передается через кости нижней конечности; часть этого веса, равную Pr принимают на себя локальные опоры (под коленом или под тубером), другую часть — Pr — внутренняя поверхность гильзы тутора (за счет трения и конусности), остальная часть Pf приходится на стопу — это и есть остаточная нагрузка на конечность (на «сэндвич стопы»). Именно ее мы и мерим тензометрическими стельками в эксперименте, и для нее же стремимся получить расчетно-теоретические оценки на основе биомеханической модели. Индексы l, fr, f обозначают соответственно локальные опоры, трение (friction) и сэндвич стопы (foot).
р
\\\\\
Рис. 7. Биомеханическая модель работы конечности в ортезе.
С точки зрения механики представленная схема соответствует статически неопределимой задаче о грузе веса Р, поддерживаемом тремя опорами разной жесткости. Это стандартная задача сопромата, которая решается методом сил [10].
Баланс распределения веса тела имеет вид:
Р = Р,+ Р, + Р[г (1).
Реакции Р{ и Р{ подчиняются закону Гука (укорочение ш пропорционально сжимающей силе Р):
Р= (2);
Р, ~ стД ~ Е^ш / ^ (3),
где ш — укорочение (осадка) конечности под действием веса тела; ^ — жесткость сэндвича стопы (значение обратной ей величины приведено в табл. 2); Б, tI, ст,, Е,, — соответственно,
площадь локальной опоры, ее толщина, возникающие в ней напряжения сжатия, ее модуль Юнга и конструкционная жесткость. Для вспененного полиэтилена, из которого делают локальные опоры, Е{ ~ (0,5 — 2,5) х 106 Па.
Что касается слагаемого Р , то, согласно сделанным при проведении экспериментов наблюдениям, при переходе в вертикальное положение проскальзывания конечности в туторе не происходит, и т.о. силы трения между ногой и тутором работают по механизму полного сцепления. Это приводит к тому, что фактически реализуется следующая схема: внутри жесткой цилиндрической обоймы (ортеза) находится жесткий стержень (кость), нагруженный весом тела и подвешенный на окружающем его слое мягких тканей, снаружи сцепленных с ортезом.
На языке механики это осесимметричная антиплоская задача [9] о провисании двухслойного цилиндра с жестким ядром на некоторую величину ш под действием заданного веса Р. При этом отличными от нуля оказываются лишь касательные напряжения тг3 и вертикальная компонента перемещений и (г), где г — полярный радиус. Ма-
тематически задача приводится к краевой задаче Д ирихле для уравнения Лапласа относительно и (г) в кольцевой области:
Ли = 0,
иЮ = 0, и(^) = ш (4)
где Ro, Rb — радиусы соответственно ортеза и кости.
Решение этой задачи имеет вид:
1п
и(г) = 1ЛГ-
г
1п
(5),
что дает в результате связь между осадкой ш и силами трения Р вида
кЕЬ
-1п
(6),
Во
-чг
1 +
Мі
Рі,
пЕЬ
Р(1 + \)1п
1 + к, + кь к
характерных числовых значений входящих в них геометрических и механических параметров дает для них следующие оценки:
Е,Б1 „ _ „ , пЕ.Ь
*!='
-0.55, к,=-
■ 0.75,
где Е, V — модуль Юнга и коэффициент Пуассона мягких тканей; L — характерная длина ортеза. Подставляя (2), (3), (6) в (1), приходим к формуле распределения веса тела по трем опорам
пЕ,Ь
-V/ + ----
откуда можно выразить укорочение конечности шчерез вес тела Р, а также механические и геометрические характеристики ортеза и конечности и затем получить для остаточной нагрузки на конечность в ортезе Р/разрешающую формулу:
„ ^ Р Р Р
Р1=Рш = -
Как ясно из структуры приведенной формулы, введенный здесь коэффициент к как раз и представляет по своему смыслу интересующий нас коэффициент разгрузки конечности в ортезе и показывает, во сколько раз уменьшается нагрузка на конечность при наложении ортеза. Коэффициенты к и кг отвечают вкладу в разгрузку за счет локальных опор и обоймы ортеза. Если нет локальных опор, к! = 0, если нет ортеза, к! = 0, кг = 0, к = 1 — нет разгрузки. Подстановка в формулы для к, кг
Е(1 + \)1п
к -23, Р,----------------.
' 2.3
РЕЗУЛЬТАТЫ И ОБСУЖДЕНИЕ
Анализ результатов экспериментального исследования позволил определить степень разгрузки конечности внутри тутора (табл. 3). Коэффициент разгрузки (КР) рассчитывался из графиков интегральной нагрузки (стоя или в цикле шага) как отношение максимальной нагрузки на неор-тезированную конечность (а в нашем случае это всегда была левая нога) к максимальной нагрузке на конечность в ортезе.
Наблюдаемый в таблице разброс результатов связан как с ограниченной точностью ПАК «ДиаСлед», так и с некоторой «сыростью» (недостаточной отлаженностью, недоработанностью) использованной методики, которую предполагается в дальнейшем усовершенствовать. Как видно из таблицы, значения коэффициента разгрузки группируются в диапазоне примерно от 1,2 до 2,3. Это как-то даже слишком хорошо согласуется с оценочным значением (2,3), полученным для коэффициента разгрузки в расчетно-теоретических прикидках, основанных на биомеханической модели разгрузки. Модель предсказывает также очень слабую (логарифмическую) зависимость коэффициента разгрузки от радиуса ортеза и, тем самым, от степени обжатия. Имеющиеся экспериментальные данные, однако, не позволяют пока что делать каких-либо заключений о зависимости коэффициента разгрузки от степени дополнительной компрессии, и этот вопрос требует дальнейшего исследования.
При изучении записей изменения одного из показателей, получаемых с ПАК «ДиаСлед» — тракетории центра давления — и сравнении при ходьбе в обычной обуви и в ортезах, обнаружено снижение колебания амплитуды показателя точ-
Таблица3
Значения коэффициента разгрузки в эксперименте
Эксперимент В положении стоя (1) В положении стоя (2) В положении стоя (3) В положении стоя (4) При ходьбе (1) При ходьбе (2) При ходьбе (3)
В обуви пациента 1 - - 1 - 1 1
В ортезе без дополнительной компрессии 2,0 30* 1,7 - 1,4 1 < 1**
В ортезе с дополнительной компрессией 1,4 1,5 1,3 - 1,2 1,3 -
В ортезе с большой дополнительной компрессией - 1,7 1,5 2,3 1,3 - 1,8
Примечание: * - испорченное измерение; ** - недостоверное измерение.
ки центра давления ортезированной ноги и превращение ее в точку (рис. 8). Это, на наш взгляд, свидетельствует об ограничении подвижности конечности внутри ортеза, что и обеспечивает возможность строго осевой нагрузки на конечность, то есть «тутор — нога» представляет собой единую неподвижную систему.
Рис. 8. Графическая запись траектории центра давления при ходьбе в обычной обуви и в туторах с различной степенью натяжения.
ВЫВОДЫ
1. В эксперименте in vivo продемонстрирован эффект возникновения разгрузки нижней конечности при ее ортезировании. Коэффициент разгрузки в зависимости от конкретных условий может варьировать от 1 до примерно 2,3. Вопрос о зависимости коэффициента разгрузки от степени дополнительной компрессии ортеза требует дополнительных исследований. Использованная экспериментальная методика требует доработки и усовершенствования для существенного увеличения стабильности и надежности получаемых с ее помощью результатов.
2. Предложена биомеханическая модель разгрузки конечности при применении туторов, предсказывающая очень слабую (логарифмическую) зависимость разгрузки от дополнительной компрессии ортеза. Математический анализ этой модели дает для коэффициента разгрузки теоретическую оценку порядка 2,3, что согласуется с результатами эксперимента. Разработанная биомеханическая модель представляет методическую базу для разработки уточненной расчетной компьютерной модели на основе метода конечных элементов (МКЭ).
3. Проведение комплексного сквозного исследования: от клиники — через биомеханическую модель — эксперимент — компьютерное моделирование — и «до числа» — призвано обеспечить лучшее понимание биомеханических механизмов терапевтического эффекта туторов и подвести количественную базу под использование известных и разработку новых моделей туторов нижних конечностей; открыть возможности для алгоритмизации
и облегчения процесса индивидуального подбора и настройки тутора для конкретного пациента, а в дальнейшем — для разработки индивидуальной программы нагружения ортезированной конечности (как части общей программы реабилитации) с целью уменьшения сроков и улучшения качества лечения и, в конечном счете, для разработки в соответствии с парадигмой доказательной медицины научно обоснованного протокола (стандарта), регламентирующего подбор типоразмеров, степени обжатия и способов применения туторов в зависимости от характера и локализации поражения конечности, а также индивидуальных особенностей пациента.
Работа выполнена при частичной финансовой поддержке Российского фонда фундаментальных исследований (грант № 08-08-00798-а).
ЛИТЕРАТУРА
1. Биомеханика стопы человека : матер. I Меж-дунар. науч.-практ. конф. / ГНУ НИЦПР НАНБ; отв. ред. А.И. Свиридёнок и др. — Гродно : ГрГУ, 2008. - 172 с.
2. Веретельник О.В. Исследование различных конструкций ортезов при ортезировании шейного отдела позвоночника // Вестник национального технического университета «ХПИ» : сб. науч. тр. ; тематический выпуск «Машиноведение и САПР».
- 2009. - № 12. - С. 18-24.
3. Морейнис И.Ш. Теоретические обоснования биомеханики построения протезов и ортезов нижних конечностей : автореф. дис. ... докт. тех. наук. - М., 1994. - 47 с.
4. Никитин С.Е., Саакян А.В. Современные индивидуальные ортезы конечностей. Их применение в комплексном лечении и ранней реабилитации больных с посттравматическими повреждениями конечностей // Вестник гильдии протезистов-ор-топедов. - 2002. - № 2 (8). - С. 10-13.
5. Никитин С.Е., Паршиков М.В. Современный взгляд на серийные и индивидуальные ортезы в травматологии и ортопедии // Бюл. ВСНЦ СО РАМН. - 2006. - № 4. - С. 207-213.
6. Никитин С.Е., Паршиков М.В. Опыт применения наружной фиксации в лечении ложных суставов и дефектов трубчатых костей, осложненных остеомиелитом // Травматология и ортопедия России. - 2006. - № 2. - С. 228.
7. Паршиков М.В., Никитин С.Е. Новые конструкции ортезов в лечении ортопедических и травматологических больных // Здравоохранение и медицинские технологии. - 2007. - № 4. -С. 44-45.
8. Паршиков М.В., Никитин С.Е. Ортезо-терапия при переломах костей конечностей и их последствиях // Вестник травматологии и ортопедии им. Н.И. Приорова. - 2005. - № 3. -С. 68-74.
9. Работнов Ю.Н. Механика деформируемого твердого тела. - М. : Наука. ГРФМЛ, 1979. - 744 с.
10. Феодосьев В.И. Сопротивление материалов. - М. : Наука, 1979. - 560 с.
11. Biomechanics and biomaterials in orthopedics ; 1st ed. / Ed. D.G. Poitout. — 2004. — 654 p.
12. Creylman V., Vander Sloten J., Peeraer L. Functional evaluation of ankle foot orthoses by finite element simulations // 17 IVO Congress. — 2009. — P. 94.
13. Creylman V., Vander Sloten J., Vermetten D., Peeraer L. Finite element analysis of ankle foot ortho-ses. The international foot and ankle biomechanics community // 1st i-FAB Congress. — Bologna, Italy, 2008. - P. 137.
14. Hsu J.D., Michael J.W. et al. AAOS Atlas of orthoses and assistive devices. — Philadelphia : Mosby — Elsevier, 2008. — 652 p.
15. Muraru L., Creylman V., Pallari J. et al. Validation of ankle foot orthosis finite element models by optical strain measurements. — Режим доступа : http:// www.mobilab-khk.be/Publications/CMBBE2010_Lu-izaMuraru_Poster.pdf.
16. Orthotics in functional rehabilitation of the lower limb ; 1st ed. / Eds D.A. Nawoczenski, M.E. Epler. - 1997. - 280 p.
Сведения об авторах
Никитин Сергей Евгеньевич - заведующий отделением Центрального института травматологии и ортопедии им. Н.Н. Приорова (125299, г. Москва, ул. Приорова, 10; тел.: 8 (495) 450-42-78; e-mail: runiks@list.ru)
Дашевский Илья Николаевич - кандидат физико-математических наук, старший научный сотрудник Института проблем механики им. А.Ю. Ишлинского РАН (тел.: 8 (495) 434-43-14)
Паршиков Михаил Викторович - доктор медицинских наук, профессор, профессор кафедры травматологии, ортопедии и военно-полевой хирургии Московского государственного медико-стоматологического университета (127473, г Москва, ул. Делегатская, 20/1, тел.: 8 (495) 681-65-13), МНПО «ПАРИЗО» (125239, г. Москва, Соболевский пр., 20; тел.: 8 (495) 154-60-32)
