Бібліотека Вінницького національного медичного університету ім. М.І.Пирогова

Головна

Спрощенний режим

Відео-інструкція

Опис

Бази даних

Періодичні видання- результати пошуку

Вид пошуку

Періодичні видання

Зона пошуку

у знайденому

Знайдено у інших БД:

Книги (3)

Формат представлення знайдених документів:
повний	інформаційний	короткий

Відсортувати знайдені документи за:
автором	назвою	роком видання	типом документа

Пошуковий запит: (<.>S=Физическое напряжение<.>)

Загальна кількість знайдених документів : 49
Показані документи з 1 по 20

1-20 21-40 41-49

Вирва, О. Є.
Дослідження напружно-деформованого стану моделі стегневої кістки з конструкцією для заміщення дефекту дистального відділу [Текст] / О. Є. Вирва, І. В. Шевченко // Международный медицинский журнал (Харьков). - 2015. - T. 21, № 4. - С. 50-56

MeSH-головна:
БЕДРЕННАЯ КОСТЬ -- FEMUR (повреждения, хирургия)
КОМПЬЮТЕРНОЕ МОДЕЛИРОВАНИЕ -- COMPUTER SIMULATION
ПРОТЕЗЫ И ИМПЛАНТАТЫ -- PROSTHESES AND IMPLANTS (использование)
ФИЗИЧЕСКОЕ НАПРЯЖЕНИЕ -- PHYSICAL EXERTION
Дод.точки доступу:
Шевченко, І. В.

Вільних прим. немає

Знайти схожі

Колесник, М. Ю.
Вплив постнавантаження та типу геометрії лівого шлуночка на показники деформації міокарда у чоловіків з артеріальною гіпертензією [Текст] / М. Ю. Колесник // Вісник наукових досліджень. - 2014. - № 4. - С. 51-54

Рубрики: мужской

MeSH-головна:
ФИЗИЧЕСКОЕ НАПРЯЖЕНИЕ -- PHYSICAL EXERTION
ГИПЕРТЕНЗИЯ -- HYPERTENSION (патофизиология)
СЕРДЦА ЖЕЛУДОЧКА РЕМОДЕЛИРОВАНИЕ -- VENTRICULAR REMODELING
Вільних прим. немає

Знайти схожі

    Дела сердечные - дела смертельные, или теневые стороны большого спорта [Текст] // НМТ. Новые медицинские технологии. - 2005. - № 2. - С. 21-24

Рубрики: Спорт

   Физическое напряжение

Вільних прим. немає

Знайти схожі

    Андреев, И. М.
    К анализу изменений рабочей позы врачей-стоматологов в процессе профессиональной деятельности. [Текст] / И. М. Андреев // Стоматолог. - 2004. - № 3. - С. 24-25

Рубрики: Физическое напряжение

   Стоматологи

Вільних прим. немає

Знайти схожі

    Кальниш, В. В.
    Единство изменений функционального состояния организма работающего при развитии утомления. Сообщение 3. Биоритмологические аспекты [Текст] / В. В. Кальниш, Π. Ю. Пышнов // Український журнал з проблем медицини праці. - 2012. - № 1. - С. 55-66

Рубрики: Биологические ритмы

   Утомления синдром хронический

   Физическое напряжение

   Эмоции

   Профессиональная гигиена

Дод.точки доступу:
Пышнов, Π. Ю.

Вільних прим. немає

Знайти схожі

Калашніков, А. В.
Комп’ютерне моделювання напружень на різні металеві фіксатори при виконанні остеосинтезу з черезвертлюгових переломів типу А2 [Текст] = Computer simulation of stresses on the various metal fixtures when performing osteosynthesis about ceresviile fractures of type A2 / А. В. Калашніков, В. Д. Малик, І. А. Лазарев // Вісник Вінницького нац. мед. ун-ту. - 2016. - Т. 20, № 2. - С. 480-488. - Бібліогр.: в кінці ст.

MeSH-головна:
КОМПЬЮТЕРНОЕ МОДЕЛИРОВАНИЕ -- COMPUTER SIMULATION (использование)
БЕДРЕННОЙ КОСТИ ПЕРЕЛОМЫ -- FEMORAL FRACTURES (диагностика, хирургия)
ОСТЕОСИНТЕЗ, ВИНТЫ -- BONE SCREWS (использование)
ФИКСАТОРЫ -- FIXATIVES (диагностическое применение)
МЕТАЛЛЫ -- METALS (диагностическое применение)
ФИЗИЧЕСКОЕ НАПРЯЖЕНИЕ -- PHYSICAL EXERTION (физиология)
Дод.точки доступу:
Малик, В. Д.
Лазарев, І. А.

Вільних прим. немає

Знайти схожі

Перебудова хімічного складу кісткової тканини у віковому аспекті за різних режимів рухової активності [Текст] = Restructuring of chemical composition of bone in age aspect according to various modes of physical activity / Н. О. Давибіда, Н. М. Безпалова, Л. В. Новакова, А. В. Руцька // Здобутки клінічної і експериментальної медицини. - 2016. - N 4. - С. 40-43

MeSH-головна:
КРЫСЫ -- RATS
КОСТЬ И КОСТНЫЕ ТКАНИ -- BONE AND BONES
ДВИГАТЕЛЬНАЯ АКТИВНОСТЬ -- MOTOR ACTIVITY
ФИЗИЧЕСКОЕ НАПРЯЖЕНИЕ -- PHYSICAL EXERTION
ПЛЕЧЕВАЯ КОСТЬ -- HUMERUS
МИКРОЭЛЕМЕНТЫ -- TRACE ELEMENTS
Дод.точки доступу:
Давибіда, Н. О.
Безпалова, Н. М.
Новакова, Л. В.
Руцька, А. В.

Вільних прим. немає

Знайти схожі

Калашніков, А. В.
Комп’ютерне моделювання напружень на різні металеві фіксатори при виконанні остеосинтезу з приводу черезвертлюгових переломів типу АЗ [Текст] = Computer simulation of stresses on the various metal fixtures when performing osteosynthesis about chartverfolgung fractures of type A3 / А. В. Калашніков, В. Д. Малик, I. А. Лазарев // Biomedical and Biosocial Anthropology. - 2016. - № 27. - С. 177-186. - Бібліогр.: в кінці ст.

MeSH-головна:
КОМПЬЮТЕРНОЕ МОДЕЛИРОВАНИЕ -- COMPUTER SIMULATION (использование)
ФИЗИЧЕСКОЕ НАПРЯЖЕНИЕ -- PHYSICAL EXERTION
ОРТОПЕДИЧЕСКИЕ ФИКСИРУЮЩИЕ УСТРОЙСТВА ВНУТРЕННИЕ -- INTERNAL FIXATORS (использование)
ПЕРЕЛОМА ИММОБИЛИЗАЦИЯ ВНУТРЕННЯЯ -- FRACTURE FIXATION, INTERNAL (использование, методы)
БЕДРА ВЕРХНЕЙ ТРЕТИ ПЕРЕЛОМЫ -- HIP FRACTURES (диагностика, хирургия)
Дод.точки доступу:
Малик, В. Д.
Лазарев, І. А.

Вільних прим. немає

Знайти схожі

Чернозуб, А. А.
Особливості адаптаційних реакцій чоловіків за умов силових навантажень [Текст] / А. А. Чернозуб // Фізіологічний журнал : Наук.-теорет. журн. - 2015. - Т. 61, № 5. - С. 99-106. - Бібліогр.: с.105-106 . - ISSN 0201-8489

MeSH-головна:
ФИЗИЧЕСКОЕ НАПРЯЖЕНИЕ -- PHYSICAL EXERTION (физиология)
СПОРТ -- SPORTS
АДАПТАЦИЯ ФИЗИОЛОГИЧЕСКАЯ -- ADAPTATION, PHYSIOLOGICAL
ТЕСТОСТЕРОН -- TESTOSTERONE (анализ)
Вільних прим. немає

Знайти схожі

10.

Математическая модель таза для расчета его напряженно-деформированного состояния [Текст] / А. А. Тяжелов [и др.] // Ортопедия, травматология и протезирование. - 2015. - № 1. - С. 25-33

MeSH-головна:

ФИЗИЧЕСКОЕ НАПРЯЖЕНИЕ -- PHYSICAL EXERTION
КОМПЬЮТЕРНОЕ МОДЕЛИРОВАНИЕ -- COMPUTER SIMULATION
Дод.точки доступу:
Тяжелов, А. А.
Филиппенко, В. А.
Яресько, А. В.
Бондаренко, С. Е.

Вільних прим. немає

Знайти схожі

11.

Морозов, А. В.
Связь метаболической компенсации с уровнем физической активности у детей, больных сахарным диабетом І типа [Текст] / А. В. Морозов, Е. А. Будрейко // Перинатологія та педіатрія. - 2013. - № 4. - С. 100-102

MeSH-головна:
ДИАБЕТ САХАРНЫЙ, ТИП 1 -- DIABETES MELLITUS, TYPE 1 (метаболизм, терапия)

ФИЗИЧЕСКОЕ НАПРЯЖЕНИЕ -- PHYSICAL EXERTION
ДЕТИ -- CHILD
Дод.точки доступу:
Будрейко, Е. А.

Вільних прим. немає

Знайти схожі

12.

    Заболевания сердечно-сосудистой системы у спортсменов-профессионалов [Текст] / С. Н. Пузин [и др.] // Медико-социальная экспертиза и реабилитация. - 2012. - № 3. - С. 55-57

Рубрики: Сердечно-сосудистые болезни--этиол

   Спорт

   Физическое напряжение

Дод.точки доступу:
Пузин, С. Н.
Ачкасов, Е. Е.
Богова, О. Т.
Машковский, Е. В.

Вільних прим. немає

Знайти схожі

13.

Яворовський, О. П.
Характеристика важкості та напруженості праці при виконанні складально-клепальних робіт на авіаційних підприємствах [Текст] / О. П. Яворовський, В. М. Шевцова, С. Г. Сова // Український журнал з проблем медицини праці. - 2013. - № 3. - С. 25-33

MeSH-головна:
ЛЕТАТЕЛЬНЫЕ СРЕДСТВА -- AIRCRAFT (оборудование)
АВИАЦИЯ -- AVIATION (кадры)
РАБОТА -- WORK
ФИЗИЧЕСКОЕ НАПРЯЖЕНИЕ -- PHYSICAL EXERTION
ПРОФЕССИОНАЛЬНЫХ ВРЕДНОСТЕЙ ВОЗДЕЙСТВИЕ -- OCCUPATIONAL EXPOSURE (профилактика и контроль)
Дод.точки доступу:
Шевцова, В. М.
Сова, С. Г.

Вільних прим. немає

Знайти схожі

14.

Оценка первичной стабильности запрессовываемого и ввинчиваемого ацетабулярных компонентов при эндопротезировании тазобедренного сустава [Текст] / О. А. Лоскутов [и др.] // Ортопедия, травматология и протезирование. - 2017. - N 1. - С. 92-97. - Библиогр.: с. 96-97

MeSH-головна:
ТАЗОБЕДРЕННОГО СУСТАВА ПРОТЕЗ -- HIP PROSTHESIS
ТАЗОБЕДРЕННОГО СУСТАВА АРТРОПЛАСТИКА ЗАМЕСТИТЕЛЬНАЯ -- ARTHROPLASTY, REPLACEMENT, HIP (методы)
МЕХАНИЧЕСКИЕ ПРОЦЕССЫ -- MECHANICAL PROCESSES
ФИЗИЧЕСКОЕ НАПРЯЖЕНИЕ -- PHYSICAL EXERTION
ИЗОБРАЖЕНИЯ ОБРАБОТКА КОМПЬЮТЕРНАЯ -- IMAGE PROCESSING, COMPUTER-ASSISTED (методы)
КОМПЬЮТЕРНОЕ МОДЕЛИРОВАНИЕ -- COMPUTER SIMULATION
Анотація: Ендопротезування є одним із найбільш ефективних та розповсюджених методів лікування дегенеративних захворювань і травм кульшового суглоба (КС), проте відмічено зростання кількості ревізійних втручань, пов'язаних із нестабільністю ендопротеза, зокрема чашки, та проблемами пари тертя. Мета роботи - оцінити за допомогою біомеханічних методів первинну стабільність ацетабулярних компонентів, які загвинчуються та запресовуються, після ендопротезування КС. Для оцінювання напружено-деформованого стану (НДС) субхондральної та спонгіозної тканин в ділянці кульшової западини під дією навантаження 1000 Н розроблено спрощену розрахункову схему здорового КС та моделі системи "кістка - чашка - вкладиш - головка ендопротеза" з використанням методу кінцевих елементів. Вивчено чашки, які запресовуються та загвинчуються. У здоровому КС відсутні будь-які концентратори напружень. Максимальні значення НДС становлять 0,09 МПа за міцності спонгіозної кісткової тканини 12,17 МПа. Найбільш напруженою часткою субхондральной кістки є ділянка даху - 16,24 МПа за її міцності 150 - 200 МПа. У разі використання чашки, яка запресовується, виявлено збільшення напруження спонгіозної тканини в 4 - 5 разів, а субхондральної на вході в кульшову западину - у 2 - 3 рази. За умов застосування чашок, які загвинчують, передавання навантаження на тазову кістку найбільш наближене до здорового суглоба. Невеликі локальні концентратори напружень у спонгіозній тканині виникають у зоні контакту різьбового пера з субхондральною та спонгіозною тканинами і на відстані 1 мм їх значення знижується у 2 - 3 рази і не перевищує 0,3 МПа. Висновки: використання загвинчувальної чашки має переваги, особливо за умов остеопорозу, оскільки після її імплантації навантаження на кісткову тканину таза наближено до НДС здорового КС
Дод.точки доступу:
Лоскутов, О. А.
Науменко, Н. Е.
Лоскутов, А. Е.
Синегубов, Д. А.
Горобец, Д. В.
Фурманова, К. С.

Вільних прим. немає

Знайти схожі

15.

Лазарев, І. А.
Скінченно-елементне моделювання в біомеханічних дослідженнях в ортопедії та травматології [Текст] / І. А. Лазарев, А. В. Копчак, М. В. Скибан // Вісник ортопедії, травматології та протезування. - 2019. - № 1. - С. 92-101. - Бібліогр. в кінці ст.

MeSH-головна:
БИОМЕХАНИЧЕСКИЕ ФЕНОМЕНЫ -- BIOMECHANICAL PHENOMENA
КОСТНО-МЫШЕЧНОЙ СИСТЕМЫ ФИЗИОЛОГИЧЕСКИЕ ПРОЦЕССЫ -- MUSCULOSKELETAL PHYSIOLOGICAL PROCESSES
ФИЗИЧЕСКОЕ НАПРЯЖЕНИЕ -- PHYSICAL EXERTION
КОМПЬЮТЕРНОЕ МОДЕЛИРОВАНИЕ -- COMPUTER SIMULATION
Анотація: Враховуючи зростаючу увагу до етичних питань у наукових дослідженнях з відмовою від натурних випробувань на біологічних об’єктах, імітаційне моделювання напружено-деформованого стану біомеханічних систем опорно-рухового апарата людини із застосуванням комп’ютерних технологій набуває дедалі більшої актуальності. Точність і вірогідність імітаційного комп’ютерного моделювання біомеханічних систем, їх відповідність реальному біологічному об’єкту визначається точністю відтворення у вхідних даних геометрії, механічних властивостей біологічних тканин і штучних матеріалів, силових навантажень і граничних умов. Імітаційні моделі елементів м’язово-скелетної системи засновані на застосуванні рівнянь механіки суцільного пружного середовища. З розвитком комп’ютерних технологій за рахунок потужних процесорів та програмного забезпечення, а також зростання об’єму накопичених знань розширилися можливості проектування та скінченно-елементного моделювання біомеханічних конструкцій м’язово-скелетної системи. Створення імітаційних моделей з більшою деталізацією їх елементів та зростання швидкості обробки інформації дозволило суттєво покращити точність отриманих результатів під час рішення поставлених задач. Побудова пацієнт-специфічних моделей дозволяє здійснювати аналіз, враховуючи індивідуальні особливості анатомії у кожному окремому випадку. Комп’ютерне моделювання дає змогу вивчати явища і процеси з відмовою від технічно склад них, високовартісних експериментів, заздалегідь прогнозувати можливі проблеми, пов’язані із застосуванням того чи іншого методу хірургічного лікування, та зменшити або уникнути їх ризиків завдяки застосуванню біомеханічно-обґрунтованих підходів. Попередній аналіз дозволяє запобігти виходу на ринок медичної продукції імплантатів та інших лікувальних пристроїв, ефективність яких є сумнівною, а потенційні ризики застосування – значними або невизначеними. Завдяки методу імітаційного моделювання у лабораторії біомеханіки ДУ “ІТО НАМН України” протягом останніх років біомеханічно обґрунтовано вибір оптимальних методик остеосинтезу, ендопротезування, корегуючих остеотомій, визначено розподіл навантажень на різні сегменти м’язово-скелетної системи та ін.
Taking into consideration the increasing attention to ethical issues in researches with the rejection of full-scale trials on biological objects, the simulation of the stress-strain state of the biomechanical systems of the human musculoskeletal system using computer technology is becoming increasingly important. The accuracy and reliability of computer simulation of biomechanical systems, their compliance with a real biological object is determined by the accuracy of reproduction in the input data of the geometry, mechanical properties of biological tissues and artificial materials, force loads and boundary conditions. Simulation models of the musculoskeletal system elements are based on the use of the equations of the mechanics of a continuous elastic medium. With the development of computer technology, due to powerful processors and software, as well as the growth of accumulated knowledge, the possibilities of designing and finite element modeling of biomechanical structures of the musculoskeletal system have been expanded. The creation of simulation models with more detailed elements and the acceleration of information processing have significantly improved the accuracy of the results obtained in solving tasks. The construction of patient-specific models allows an analysis, taking into account the individual characteristics of the anatomy in each individual case. Computer simulation allows to study phenomena and processes with the denial of technically complex, expensive experiments, to predict in advance possible problems associated with using of certain surgical method, and to reduce or avoid their risks, thanks to the use of biomechanically grounded approaches. Preliminary analysis allows preventing market entry of some medical implants or medical devices whose effectiveness is questionable and the potential risks of use are significant or uncertain. Due to the simulation method using during the last years in the Biomechanics laboratory of the SI “Institute of Traumatology and Orthopedics of NAMS of Ukraine”, the choice of optimal methods of osteosynthesis, endoprosthetics, corrective osteotomy was justified, the loads distribution in various segments of the locomotor apparatus was determined etc.
Дод.точки доступу:
Копчак, А. В.
Скибан, М. В.

Вільних прим. немає

Знайти схожі

16.

Вплив попереково-тазових взаємовідношень на напружено-деформований стан поперекового відділу хребта [Текст] / В. К. Піонтковський [та ін.] // Ортопедия, травматология и протезирование. - 2018. - N 4. - С. 24-30. - Бібліогр. наприкінці ст.

MeSH-головна:
ПОЯСНИЧНО-КРЕСТЦОВАЯ ОБЛАСТЬ -- LUMBOSACRAL REGION
ТАЗ -- PELVIS
ПОЯСНИЧНЫЕ ПОЗВОНКИ -- LUMBAR VERTEBRAE
ЛОРДОЗ -- LORDOSIS
ФИЗИЧЕСКОЕ НАПРЯЖЕНИЕ -- PHYSICAL EXERTION
КОНЕЧНЫЙ ЭЛЕМЕНТНЫЙ АНАЛИЗ -- FINITE ELEMENT ANALYSIS
КОМПЬЮТЕРНОЕ МОДЕЛИРОВАНИЕ -- COMPUTER SIMULATION
Анотація: Мета: вивчити зміни напружено-деформованого стану елементів поперекового відділу хребта людини залежно від динаміки величин, які характеризують сегментарний і повний поперековий лордоз. Методи: використано програмний комплекс Workbench, який застосовує механіку суцільного середовища у зв’язці з чисельними способами аналізу, зокрема, методом скінченних елементів. Для побудови параметричних тривимірних геометричних моделей використано систему автоматизованого проектування SolidWorks. У дослідженні розглянуто чотири розрахункові схеми, дві з яких описували «інтактний» стан поперекового відділу хребта, а решта враховували патологічні зміни в бік збільшення та зменшення кутових показників сегментарного та повного поперекового лордозу. Усі чотири схеми мали ідентичну структуру, а відмінності полягали у величинах сегментарного та повного поперекового лордозу. Результати: за умов нормальних величин попереково-тазових параметрів (анатомічного константного PI (pelvic incidens) і похідних від нього SS (sacral slop) і GLL (global lumbar lordosis)) розподіл напруження відбувається рівномірно на передній і задній опорні комплекси хребтового рухового сегмента. Зі збільшенням PI, SS і GLL напруження знижується в передньому опорному комплексі та збільшується в задньому. У разі зменшення PI, SS і GLL напруження зменшується в задньому опорному комплексі та збільшується в передньому. Висновки: збільшення напруження в передньому опорному комплексі позитивно корелює зі зменшенням PI та похідних від нього малих значеннях SS і GLL (гіполордоз). У разі великих величин PI, SS і GLL (гіперлордоз) збільшується напруження в задніх структурах хребтового рухового сегмента
Дод.точки доступу:
Піонтковський, В. К.
Ткачук, М. А.
Веретельник, О. В.
Радченко, О. В.

Вільних прим. немає

Знайти схожі

17.

Дослідження впливу чашок ендопротезів кульшових суглобів із пористого титану на розподіл напружень у кістковій тканині (математичне моделювання) [Текст] / С. Є. Бондаренко [та ін.] // Травма. - 2021. - Том 22, N 3. - С. 35-44. - Бібліогр. в кінці ст.

MeSH-головна:
ТАЗОБЕДРЕННОГО СУСТАВА АРТРОПЛАСТИКА ЗАМЕСТИТЕЛЬНАЯ -- ARTHROPLASTY, REPLACEMENT, HIP (использование, методы, оборудование)
КОСТЬ И КОСТНЫЕ ТКАНИ -- BONE AND BONES (физиология)
ФИЗИЧЕСКОЕ НАПРЯЖЕНИЕ -- PHYSICAL EXERTION (физиология)
КОМПЬЮТЕРНОЕ МОДЕЛИРОВАНИЕ -- COMPUTER SIMULATION (использование)
Анотація: При ендопротезуванні в пацієнтів зі зміненою анатомією та наявністю остеопорозу кульшової западини дуже складним завданням є стабільна фіксація ацетабулярного компонента ендопротеза. Існують дослідження з вивчення зчеплення кісткової тканини з титановими, танталовими та керамічними покриттями ендопротезів. Проте недостатньо даних щодо впливу міцнісних характеристик сучасних поверхонь чашок ендопротезів кульшового суглоба на розподіл механічних напружень у кістковій тканині навколо імплантованих компонентів. Мета роботи: вивчити на математичній моделі зміни напружено-деформованого стану системи «ендопротез — кістка» в результаті використання чашки ендопротеза з пористого титану. Матеріали та методи. Проведене математичне моделювання напружено-деформованого стану кульшового суглоба людини при ендопротезуванні з використанням чашки з пористих матеріалів. Під час дослідження моделювали дефект покрівлі вертлюжної западини, заповнений кістковим імплантатом, фіксованим двома гвинтами, та дефект дна вертлюжної западини, заповнений кістковими чипсами. Чашки ендопротеза моделювали у двох варіантах: із цільного титану з напиленням шару з пористого титану; цілком із пористого титану. До крижі прикладали розподілене навантаження величиною 540 Н. Між крилом таза та великим вертлюгом стегнової кістки прикладали навантаження, що моделювали дію середнього сідничного м’яза — 1150 Н та малого сідничного м’яза — 50 Н. Результати. Використання чашки з напиленням пористого титану при нормальному стані вертлюжної западини призводить до виникнення напружень максимальної величини (15,9 МПа) в її задньоверхній частині. Мінімальні напруження (4,6 МПа) спостерігаються в центрі вертлюжної западини. Використання ендопротеза з чашкою з пористого титану дозволяє знизити рівень напружень у кістковій тканині навколо чашки. За наявності дефекту покрівлі вертлюжної западини ендопротез кульшового суглоба з чашкою з пористого титану викликає напруження меншої величини, ніж чашка із цільного титану з напиленням пористого титану. Але на трансплантаті рівень напружень залишається практично незмінним незалежно від типу чашки. Використання чашки з пористого титану за наявності дефекту дна вертлюжної западини викликає значно менші напруження в кістковій тканині навколо неї порівняно із цільнометалевою чашкою з напиленням. Висновки. Чашка ендопротезу кульшового суглоба, виготовлена з пористого титану, викликає значно нижче напруження у всіх контрольних точках моделі порівняно з чашкою із цільного титану з напиленням пористого як за наявності дефектів покрівлі та дна вертлюжної западини, так і без них
Дод.точки доступу:
Бондаренко, С. Є.
Денисенко, С. А.
Карпінський, М. Ю.
Яресько, О. В.

Вільних прим. немає

Знайти схожі

18.

Порівняльний аналіз даних напружено-деформованого стану математичних моделей індивідуального ендопротеза й алокомпозитного ендопротеза у разі заміщення дефектів довгих кісток [Текст] = Comparative analysis of stress-strain state of mathematical models for an individual endoprosthesis and allocomposite endoprosthesis in case of replacement of long bone defects / О. Є. Вирва [та ін.] // Травма. - 2021. - Т. 22, № 4. - С. 41-49. - Бібліогр.: в кінці ст.

MeSH-головна:
ПАРНЫЙ СРАВНИТЕЛЬНЫЙ АНАЛИЗ -- MATCHED-PAIR ANALYSIS
КОМПЬЮТЕРНОЕ МОДЕЛИРОВАНИЕ -- COMPUTER SIMULATION (использование)
МОДЕЛИ СТРУКТУРНЫЕ -- MODELS, STRUCTURAL
КОНЕЧНОСТИ НИЖНЕЙ КОСТИ -- BONES OF LOWER EXTREMITY (повреждения, ультрасонография, хирургия)
ЭНДОСКОПИЯ -- ENDOSCOPY (использование, методы)
ОСТЕОТОМИЯ -- OSTEOTOMY (использование, методы)
ДВИГАТЕЛЬНАЯ НАГРУЗКА, МЕТОДЫ ИССЛЕДОВАНИЯ -- EXERCISE MOVEMENT TECHNIQUES (использование)
ФИЗИЧЕСКОЕ НАПРЯЖЕНИЕ -- PHYSICAL EXERTION (физиология)
Кл.слова (ненормовані):
ТРУБЧАТЫЕ КОСТИ
Анотація: Заміщення післярезекційних дефектів довгих кісток у разі їх ураження пухлинним процесом завжди є актуальною проблемою ортопедії. Серед багатого різноманіття матеріалів і методик реконструкції післярезекційних дефектів довгих кісток найбільшої поширеності набули індивідуальне, модульне ендопротезування та біореконструктивні втручання. Для вивчення механічних властивостей обраних нами конструкцій проведено моделювання різних видів заміщення післярезекційних дефектів стегнової кістки за допомогою методу кінцевих елементів. Мета дослідження — порівняти дані напружено-деформованих станів у математичних моделях «алокомпозитний ендопротез» та «індивідуальний ендопротез» проксимального відділу стегнової кістки. Матеріали та методи. Створено математичні моделі стегнової кістки з формуванням післярезекційного дефекту її проксимального відділу, що заміщений сегментарним кістковим алотрансплантатом у комбінації з індивідуальним ендопротезом. Модель наведена у двох варіантах — з формуванням поперечної остеотомії та з формуванням східцеподібної остеотомії. Кожна модель досліджувалася окремо з цементним і безцементним прошарком у зоні ніжки ендопротеза. Для порівняння обрана модель з повною заміною проксимального кінця стегнової кістки індивідуальним ендопротезом без кісткової пластики. Результати. Виконання остеотомії стегнової кістки у вигляді сходинки дозволяє значно знизити рівень напружень саме в зоні остеотомії. Це відбувається завдяки тому, що виконання східцеподібної остеотомії дозволяє кістковим фрагментам надавати спротив зсувним переміщенням. Використання кісткового цементу дозволяє значно знизити рівень напружень навколо ніжки ендопротеза при обох варіантах виконання остеотомії стегнової кістки (поперечна та східцеподібна). Це відбувається за рахунок того, що кістковий цемент, маючі модуль пружності за проміжною величиною між титаном і кістковою тканиною, утворює між ними прошарок, який виконує демпферну функцію, чим згладжує різницю величин деформації металу та кісткової тканини, тим самим знижуючи рівень напружень в них. Ендопротезування без виконання кісткової пластики призводить до виникнення підвищених напружень у кістковій тканині завдяки наявності жорсткої опори ендопротеза на кортикальну кістку в діафізі по лінії її резекції. Висновки. Виконання остеотомії стегнової кістки у вигляді сходинки дозволяє вдвічі знизити рівень механічних напружень саме в зоні остеотомії порівняно з моделями з поперечною остеотомією, що має особливе значення на ранніх післяопераційних етапах. Використання кісткового цементу для фіксації ніжки ендопротеза також дозволяє значно знизити рівень напружень у всіх варіантах досліджених моделей за рахунок утворення демпферного прошарку між металом і кістковою тканиною. Рівень напружень в моделях ендопротезування без кісткової пластики не залежить від використання кісткового цементу, а визначається наявністю жорсткої опори ендопротеза на кортикальну кістку по лінії її резекції
Replacement of post-resection defects of long bones in case of a tumor process is always an urgent problem of orthopedics. Among the wide variety of materials and methods for reconstruction of post-resection defects of long bones, the most common are individual, modular arthroplasty and bioreconstructive interventions. To study the mechanical properties of the structures we have chosen, various types of post-resection femoral bone defect replacement were simulated using the finite element method. The purpose was to compare the data on stress-strain states in mathematical models “allocomposite endoprosthesis” and “individual endoprosthesis” of the proximal femur. Material and methods. Mathematical models of the femur with the formation of a post-resection proximal defect replaced by a segmental bone allograft in combination with an individual endoprosthesis have been created. The model is presented in two versions, with the formation of transverse and step-cut osteotomy. Each model was examined separately with cement and cementless attachment in the area of the endoprosthesis stem. For comparison, we chose a model with complete replacement of the proximal end of the femur with an individual endoprosthesis without bone grafting. Results. Femur step-cut osteotomy can significantly reduce the level of stress in the osteotomy area. This is due to the fact that performing the step-cut osteotomy allows the bone fragments to provide resistance to shearing movement. The use of bone cement can significantly reduce the level of stress around the stem of the endoprosthesis in both variants of femoral osteotomy (transverse and step-cut). This is due to the fact that bone cement, which has an elastic modulus at an intermediate value between titanium and bone tissue, forms a layer between them, performs a damper function, that smoothes the difference in deformation values of the metal and bone tissue, thereby reducing the level of stress in them. Arthroplasty without performing bone grafting leads to increased stresses in the bone tissue due to the presence of a rigid support on the cortical bone endoprosthesis in the diaphysis along the line of its resection. Conclusions. Performing step-cut osteotomy of the femur reduces the level of mechanical stresses in the osteotomy area by half compared to models with transverse osteotomy, which is of particular importance in the early postoperative stages. The use of bone cement for fixing the stem of the endoprosthesis can also significantly reduce the level of stress in all variants of the studied models, due to the formation of a damping layer between the metal and the bone tissue. The level of stress in models without bone grafting does not depend on the use of bone cement, but is determined by the presence of a rigid support of the endoprosthesis on the cortical bone along the line of its resection
Дод.точки доступу:
Вирва, О. Є.
Головіна, Я. О.
Малик, Р. В.
Карпінський, М. Ю.
Яресько, О. В.

Вільних прим. немає

Знайти схожі

19.

Аналіз напружено-деформованого стану моделі хребта із заднім спондилодезом при лікуванні сколіотичних деформацій у дітей [Текст] / А. Ф. Левицький [та ін.] // Травма. - 2021. - Том 22, N 6. - С. 19-25. - Бібліогр. в кінці ст.

MeSH-головна:
СКОЛИОЗ -- SCOLIOSIS (патофизиология, хирургия)
ФИЗИЧЕСКОЕ НАПРЯЖЕНИЕ -- PHYSICAL EXERTION
ОРТОПЕДИЧЕСКАЯ МАНИПУЛЯЦИЯ -- MANIPULATION, ORTHOPEDIC (использование, методы)
ОСТЕОСИНТЕЗ, ВИНТЫ -- BONE SCREWS
КОМПЬЮТЕРНОЕ МОДЕЛИРОВАНИЕ -- COMPUTER SIMULATION
ДЕТИ -- CHILD
Анотація: Математичне моделювання корекції сколіотичних деформацій хребта дозволяє без хірургічного втручання провести аналіз ефективності різних методів лікування в декількох варіантах. При дослідженні тракційних способів лікування застосовувалися переважно експериментальні методи досліджень. Мета: дослідити напружено-деформований стан моделей хребта з різним ступенем сколіотичної деформації при задньому спондилодезі. Матеріали та методи. Моделювали деформації хребта 40°, 70° і 100° при задньому спондилодезі хребців Th1-Th12. Використовували навантаження величиною 300 Н. Результати. При деформації 40° найбільш напруженими є ділянки вигину хребта у фронтальній площині. Для верхніх хребців Th1-Th4 спостерігається більш рівномірний розподіл напруження по тілу хребця. Для блоку хребців Th5-Th10 більш напруженою є увігнута сторона тіл хребців. У грудному відділі хребта найбільш напруженими є хребці Th2 і Th5. Основне навантаження несе фіксуюча конструкція, у якій рівень напруженого стану значно вищий, ніж у кісткових структурах хребців. У задньому опорному комплексі хребців ділянки концентрації напруження розташовані у місцях входу фіксуючих гвинтів у кістку. Збільшення величини сколіотичної деформації хребта до 70° викликає збільшення рівня напруження в усіх елементах моделі, за винятком хребців Th9-Th10. При деформації 100° у задньому опорному комплексі хребців ділянки концентрації напруження розташовані у місцях входу фіксуючих гвинтів у кістку. Рівень напруження 116,0 МПа перевищує межу міцності кортикального шару кісткової тканини хребта, що може призвести до мікроушкоджень кісткової тканини та розхитування гвинтів. Висновки. При всіх величинах сколіотичної деформації хребта найбільш напруженими є хребці Th4 та Th5. Зменшення ступеня деформації значно впливає на напружено-деформований стан хребетного стовпа. У тілі хребця Th4 рівень напруження при деформації 100° більш ніж удвічі вищий, ніж при деформації 70°, та більш ніж у 4 рази, ніж при деформації 40°. У тілі хребця Th5 рівень напруження при деформації 70° в 1,5 раза менше, ніж при деформації 100°, а при деформації 40° — менше в 3 рази. Рівень напруження в тілах хребців Th1-Th5 вищий, ніж у Th6-Th12. У задньому опорному комплексі в місцях входу гвинтів у кістку максимальне значення напруження при деформації 40° дорівнює 34,0 МПа, що не є критичним для кісткової тканини. При деформації 70° значення напруження дорівнює 85,0 МПа, що може перевищувати межу міцності для кортикальної кістки і призводити до мікроруйнування кісткової тканини в ділянці контакту «гвинт — кістка». При деформації 100° напруження дорівнює 116,0 МПа, що перевищує межу міцності для кортикальної кістки і може призвести до мікроруйнування в ділянці контакту «гвинт — кістка».
Дод.точки доступу:
Левицький, А. Ф.
Рогозинський, В. О.
Доляницький, М. М.
Яресько, О. В.
Карпінський, М. Ю.

Вільних прим. немає

Знайти схожі

20.

Напружено-деформований стан кульшового суглоба в дітей з асептичним некрозом головки стегнової кістки (повідомлення перше) [Текст] / О. І. Корольков [та ін.] // Ортопедия, травматология и протезирование. - 2018. - N 3. - С. 85-92. - Бібліогр.: с. 91-92

MeSH-головна:
БЕДРА ГОЛОВКИ НЕКРОЗ -- FEMUR HEAD NECROSIS
ТАЗОБЕДРЕННЫЙ СУСТАВ -- HIP JOINT
БИОМЕХАНИЧЕСКИЕ ФЕНОМЕНЫ -- BIOMECHANICAL PHENOMENA
ФИЗИЧЕСКОЕ НАПРЯЖЕНИЕ -- PHYSICAL EXERTION
КОМПЬЮТЕРНОЕ МОДЕЛИРОВАНИЕ -- COMPUTER SIMULATION
ДЕТИ -- CHILD
Анотація: Асептичний некроз головки стегнової кістки (ГСК) у дітей має поліетіологічну структуру та призводить до формування різних її деформацій або всього проксимального відділу стегнової кістки. Наслідками цього може бути ранній розвиток коксартрозу. Мета: вивчити напружено-деформований стан (НДС) компонентів кульшового суглоба у випадках дефектів ГСК розміром 25 % від її обсягу різної локалізації внаслідок асептичного некрозу в дітей. Методи: побудована спрощена скінчено-елементна модель (СЕМ) кульшового суглоба дитини та проведені математичні дослідження НДС у нормі та в разі моделювання дефекту ГСК розміром 25 % її обсягу. Дефект розміщували в нижній і середній частинах ГСК, у зоні її навантаження та на межі верхнього краю кульшової западини. Дослідження НДС моделі проводили під впливом вертикального навантаження величиною 270 Н, також імітували дію середнього (450 Н) і малого (200 Н) сідничних м’язів. Результати: у нормі основне навантаження припадає на корковий шар стегнової кістки, напруження в губчастій кістці незначні. Найбільш навантаженої зоною є шийка стегнової кістки, особливо у верхній частині, на ділянці її переходу в головку під наростковою зоною. У разі розташування дефекту в медіальній і верхній частинах ГСК виявлені незначні зміни НДС, а на межі верхнього краю кульшової западини та наросткової зони ГСК — виражені. Максимальний рівень напружень досягав 22,0 МПа, що вище за показники норми у 2,5 рази. Висновки: стосовно розподілу напружень у моделях кульшового суглоба найбільш несприятливим є розташування дефекту розміром 25 % від обсягу ГСК на межі верхнього краю кульшової западини та у верхній частині ГСК, у зоні її основного навантаження. Саме при цьому варіанті спостерігається найвищий рівень напружень практично на всіх досліджених ділянках стегнової кістки
Дод.точки доступу:
Корольков, О. І.
Кацалап, Є. С.
Карпінський, М. Ю.
Яресько, О. В.

Вільних прим. немає

Знайти схожі

1-20 21-40 41-49

© Міжнародна Асоціація користувачів і розробників електронних бібліотек і нових інформаційних технологій
(Асоціація ЕБНІТ)