Вплив обмеження рухомості колінного суглоба на опороспроможність нижніх кінцівок (експериментальні дослідження)

Размещено на http://allbest.ru

Вплив обмеження рухомості колінного суглоба на опороспроможність нижніх кінцівок (експериментальні дослідження)

Філіпенко В.А., Арутюнян З.А., Мезенцев В.О., Танькут В.О., КарпінськаО.Д, Карпінський М.Ю.

ДУ «Інститут патології хребта та суглобів їм. проф. М.І. СитенкаНАМНУкраїни», м. Харків, Україна

Актуальність. Найбільш частим ускладненням після ендопротезування колінного суглоба є розвиток післяопераційних контрактур. Причиною розвитку контрактур колінного суглоба є тривала обмеженість рухів до операції внаслідок болю, а після -- через недостатньо активну реабілітацію. Контроль відновлення хворого після ендопротезування та своєчасна корекція реабілітаційного процесу є запорукою якості віддалених результатів ендопротезування колінного суглоба.

ендопротезування колінний суглоб контрактура

Вступ

Операцію ендопротезування колінного суглоба успішно виконують протягом більше 40 років. За даними Національного інституту здоров'я США, у 9 з 10 пацієнтів, які перенесли операцію, спостерігається зменшення болю, поліпшення функціонування колінного суглоба та якості життя в цілому. Завдяки тому, що вчені постійно займаються розробкою нових матеріалів і процедур, результати продовжують поліпшуватися. Частота ускладнень після первинного тотального ендопротезування колінного суглоба дуже низька -- в межах 0,5--3,5 %, при повторному втручанні збільшується до 3,5--5,6 %.

Найбільш частим ускладненням після ендопротезування колінного суглоба є розвиток післяопераційних контрактур. Контрактура колінного суглоба -- це стійке зменшення обсягу рухів в суглобі. Можливо обмеження як згинання, так і розгинання. Ступінь контрактури може значно відрізнятися -- від помірного обмеження до практично повної нерухомості. Причиною розвитку контрактур колінного суглоба є тривала обмеженість рухів до операції внаслідок болю, а після -- через недостатньо активну реабілітацію. М'язи втрачають силу, а їх функціональність порушується. При спробі рухати кінцівкою виникає рефлекторне м'язове скорочення, через що хворий не може вільно згинати або розгинати кінцівку. Тимчасові контрактури проходять без наслідків, при більш тривалому перебігу захворювання можуть розвинутися стійкі контрактури, лікувати які значно складніше.

При гонартрозі обмеження рухливості виникає в результаті поступових руйнівних змін усіх структур суглоба, а також порушення форми суглобових поверхонь стегнової і великогомілкової кістки. Встановлено, що контрактура колінного суглоба може розвинутися навіть при іммобілізації протягом 3 тижнів. Щотижня іммобілізації сила м'язів зменшується на 20 %. При цьому за 6 тижнів жорсткість суглобової сумки збільшується приблизно в 10 разів. Тобто для здійснення звичайного руху хворому доводиться докладати набагато більше сил при тому, що його м'язи істотно ослаблені. За даними Р. Massin et al. [8], фактором ризику є доопераційні контрактури більше 20°, при яких ендопротезування не відновлює повний обсяг рухів в суглобі, залишаючи обмеження рухливості на рівні 3--7°.

Хворі, які йдуть на ендопротезування кульшового суглоба, вже мають розвиток дегенеративного процесу III--V ступеня, коли крім обмеження рухів часто спостерігаються осьові деформації колінного суглоба (варус або вальгус), які призводять до дисбалансу м'язів, що забезпечують рухи. За даними С. Yu et al. [9], балансування м'яких тканин є основним засобом корекції осьової деформації і згинальних контрактур. Правильний баланс м'яких тканин дозволяє досягти очевидного відновлення функції колінного суглоба після ендопротезування.

Контроль відновлення хворого після ендопротезування та своєчасна корекція реабілітаційного процесу є запорукою якості віддалених результатів ендопротезування колінного суглоба. Одним із методів контролю функціонального стану нижніх кінцівок є метод статографії. За майже вікову історію свого існування статографія (стабілографія) стала золотим стандартом досліджень в ортопедії [3].

У ДУ «Інститут патології хребта та суглобів ім. проф. М.І. Ситенка НАМН України» розроблені та багато років використовуються авторські методики діагностики стану опорно-рухового апарату (ОРА) на основі стабілографії. На базі лабораторії біомеханіки розроблено низку концептуальних і математичних моделей, завдяки яким можна діагностувати патологічні зміни ОРА та спрогнозувати їх динаміку [1, 2, 4, 5, 7, 14].

Мета: визначити особливості статографічних показників людини при штучному моделюванні контрактури колінного суглоба.

Матеріали та методи

З метою виявлення впливу фіксації суглобів нижніх кінцівок були проведені дослідження здорових волонтерів (студентів III--V курсів віком від 19 до 21 року), яким виконували фіксацію суглобів ортезами. Було досліджено 6 волонтерів (студентів Харківського національного університету ім. Каразіна та Харківського національного університету радіоелектроніки).

Усім волонтерам виконували стандартні статографічні дослідження за методикою «Визначення функціональної опороспроможності нижніх кінцівок» при двоопорному стоянні та з переважною опорою на кожну з кінцівок окремо [10, 11]. Кожному волонтеру виконували дослідження в 2 варіантах: звичайне дослідження та дослідження з фіксованим правим колінним суглобом. Фіксацію суглобів виконували за допомогою ортезів, розроблених в лабораторії нових матеріалів та ортезування ДУ «Інститут патології хребта та суглобів ім. проф. М.І. Ситенка НАМН України».

Аналізували стандартні дані статограм, які подаються у стандартному протоколі дослідження [12, 13, 15, 17]. Вигляд протоколу статографічного дослідження наведено на рис. 1.

Аналізували значення коефіцієнту хитання при двоопорному та одноопорному стоянні, а також середні значення координат Х та Y при тих самих типах стояння.

Для вивчення первинних параметрів статограми ми аналізували часові послідовності, які формує програма статографа. Часовий ряд має вигляд трикоординатної множини координат площини Х та Y і часового вектора. Приклад часового ряду, що береться для розрахунку, та його розгортка у тривимірному просторі координат наведені на рис. 2.

Аналізували отриманий часовий ряд, тобто розгортку статограми у фронтальній та сагітальній площинах у часі.

Алгоритм аналізу стабілографічного сигналу

Розглянемо алгоритм, за яким проводили аналіз стабілографічного сигналу. Аналіз складається з 2 етапів.

Рисунок 1. Вигляд статограми на паперовому носії: А -- графічний вигляд статограми; Б -- протокол статографічного дослідження

Перший етап. Аналіз дискретного сигналу статограми.

На цьому етапі розраховуються основні параметри сигналу:

— технічні параметри сигналу: час дослідження (time), частота дискретизації (f_n), кількість відліків (n);

— середнє значення амплітуд за Х та Y, його помилка та стандартне відхилення; мінімальне та максимальне значення, інтервал розкиду, 95% довірчий інтервал значень, 5% усічене середнє.

Другий етап. Динамічні характеристики сигналу [(6,16]:

— довжина траєкторії за 30 с дослідження;

— швидкість руху;

— оцінка якості моделі тенденції сигналу.

Результати та обговорення

1. Статистичний аналіз характеристик стояння

1.1. Статистичний аналіз протокольних даних статограм

Аналізували параметри стояння 6 волонтерів без фіксації суглобів та з фіксацією правогоколінногосуглоба.

Рисунок 2. Приклад часового ряду та розгортка статограми у трикоординатному просторі

Мета даного розрахунку полягала у визначенні можливості за стандартними даними статографічного дослідження виявити особливості і ступінь варіабельності параметрів статограми при фіксації колінного суглоба.

Було проаналізовано значення коефіцієнту хитання при двоопорному та одноопорному стоянні, а також середні значення координат Х та Y при тих самих типах стояння, стандартне відхилення, межі 95% довірчого інтервалу, медіану, дисперсію, а також мінімальне та максимальне значення параметрів.

Результати розрахунків наведені у табл. 1.

Така значна кількість розрахованих статистичних показників дає можливість визначити не тільки середні значення параметра, але й, наприклад, за значенням медіани визначити ступінь зміщення вибірки у бік збільшення або зменшення від середнього. Порівняння меж 95% довірчого інтервалу з максимальним та мінімальним значеннями дає можливість оцінити розкид параметра, інтервал, що розцінюється як викиди, або випадкові значення. Дисперсія -- показник випадкового ефекту, тобто середній квадрат відхилення від середнього. Чим більше значення дисперсії, тим більше розкид значень.

Статистичний аналіз показав наявність певної закономірності змін параметрів статограми при фіксації колінного суглоба (табл. 1).

Значення коефіцієнтів хитання (табл. 2) мало залежать від фіксації суглоба, причому як при двоопорному, так і при одноопорному хитанні. Це підтверджується і результатами статистичного аналізу.

При двоопорному стоянні без фіксації суглобів відмічається зміщення положення загального центру мас (ЗЦМ) вправо (3,20 ± 6,87 мм) і назад (25,60 ± 8,29 мм) (табл. 1). Розкид значень зміщення положення ЗЦМ у фронтальній площині дуже значний -- від 7 мм вліво та до 10,00 мм вправо. Нахил назад коливається у межах від 15,00 до 37,00 мм. При фіксації правого колінного суглоба зміщення вправо в середньому декілька збільшується (до 1,80 ± 3,77 мм) і знаходиться у межах від 2 мм зліва до 8 мм справа від центра. Нахил назад зменшується в середньому до 14,80 ± 15,45 мм і знаходиться у межах від 2 мм попереду до 36 мм позаду.

При опорі на фіксовану кінцівку відхилення у фронтальній площині становить 41,00 ± 14,92 мм. Зміщення ЗЦМ у фронтальній площині без фіксації суглобів -- 43,40 ± 7,09 мм. Відхилення ЗЦМ у сагітальній площині максимальне без фіксації суглобів -- 24,60 ± 14,55 мм назад, при фіксації колінного суглоба відхилення назад зменшується до 11,8 ± 19,6 мм.

Проведений статистичний аналіз не виявив статистично значущої різниці між параметрами статограм при фіксації колінного суглоба (табл. 3).

Таблиця 1. Результати статистичного аналізу параметрів стояння без фіксації і з фіксацією колінного суглоба

Відсутність статистичної різниці між на перший погляд достатньо різними параметрами статограм можна пояснити наявністю великої дисперсії значень. Мінімізація впливу такого розкиду значень потребує дуже значного збільшення вибірки для дослідження -- до декількох сотень.

1.2. Аналіз часових рядів

У наступному дослідженні ми аналізували не стандартні, розраховані апаратно параметри статограм, а отриманий часовий ряд, тобто розгортку статограми у фронтальній та сагітальній площинах у часі. Статистичні дослідження проводили за такою самою схемою, як і попередній розрахунок. Ці дані є первинними, у тому числі для розрахунку параметрів статограм, які ми отримуємо у стандартному протоколі статографічного дослідження. Результати розрахунку часових рядів наведені у табл. 4.

При двоопорному стоянні без фіксації величина зміщення проєкції ЗЦМ у фронтальній площині дорівнювала 3,28 ± 0,18 мм, при фіксації колінного суглоба -- 4,13 ± 0,14 мм, у сагітальній площині при двоопорному стоянні без фіксації спостерігали зміщення проєкції ЗЦМ на 26,62 ± 0,26 мм до переду, при фіксації колінного суглоба -- до 15,40 ± 0,35 мм.

При опорі на праву (фіксовану) кінцівку у фрон тальній площині спостерігали величину зміщення проєкції ЗЦМ від базового рівня на 46,51 ± 0,14 мм при стоянні без фіксації суглобів, при фіксації колінного суглоба -- 44,06 ± 0,34 мм. У сагітальній площині при опорі на фіксовану кінцівку відмічено зміщення проєкції ЗЦМ до заду від базового рівня -- 20,10 ± 0,14 мм при відсутності фіксації, при фіксації коліна -- 11,46 ± 0,49 мм.

При опорі на нефіксовану кінцівку велична зміщення проєкції ЗЦМ у фронтальній площині без фіксації становила --49,23 ± 0,32 мм, а при фіксації колінного суглоба спостерігали зменшення цього показника до --43,35 ± 0,35 мм. У сагітальній площині ми спостерігали при відсутності фіксації зміщення проєкції ЗЦМ до значення 25,98 ± 0,32 мм, при фіксації коліна -- до 5,75 ± 0,31 мм.

Слід відмітити, що при порівнянні показників при фіксації колінного суглоба та без фіксації виявили статистично значущу різницю (р < 0,001) зміщення координати ЗЦМ в обох напрямках.

Результати статистичного аналізу показали, що при всіх варіантах опори показники зміщення проєкції ЗЦМ у фронтальній площині статистично значимо не відрізняються (р > 0,05) (табл. 5).

При двоопорному стоянні у фронтальній площині найменше зміщення спостерігається при стоянні без фіксації суглобів (3,28 мм), а у сагітальній спостерігали значущо більше (р < 0,05) зміщення ЗЦМ (до 26,62 мм) порівняно з ЗЦМ при фіксованому колін ному суглобі (15,4 мм). Аналогічні зміни простежуються і при інших типах стояння, тобто фіксування колінного суглоба призводить до зменшення відхилення ЗЦМ у сагітальній площині порівняно із зна ченнями стояння без фіксації суглоба. У фронтальній площині значущих змін не виявлено, хоча зменшення хитання відмічали.

Таблиця 2. Результати статистичного аналізу коефіцієнтів хитання за даними статографічних досліджень

Таблиця 3. Результати статистичного аналізу координат ЗЦМ за даними статографічних досліджень

2. Динамічний аналіз вертикального стояння

До динамічних характеристик статограми ми віднесли довжину траєкторії, швидкість хитання, площу плями проєкції ЗЦМ на площу опори та відношення площі плями до довжини траєкторії. Крім того, був проведений аналіз тенденції часового ряду. Результати аналізу наведені у табл. 6.

Аналізуючи дані, наведені в табл. 6, можна помітити, що фіксація колінного суглоба змінює динамічні параметри статограми. Змінюється довжина траєкторії при його фіксації порівняно зі стоянням без фіксації, змінюється швидкість хитання і площі плями ЗЦМ. Хоча зміни не однакові і сильно відрізняються між волонтерами. Ми проаналізували ці зміни, розрахувавши відносну зміну довжини траєкторії відносно стояння без фіксації, і виразили їх у відсотках (табл. 7).

Таблиця 4.

Результати статистичного аналізу параметрів стояння без фіксації і з фіксацією колінного суглоба за даними часових рядів

Таблиця 5. Результати аналізу даних часових рядів

Таблиця 6. Динамічні параметри статограм при вертикальному стоянні без фіксації та з фіксацією колінного суглоба

Таблиця 7. Динаміка довжини траєкторії проєкціїхитання при фіксації колінного суглоба порівняно зі стоянням без фіксації

При фіксації колінного суглоба при двоопорному стоянні спостерігається збільшення довжини траєкторії від 15 до 20 %, а переважна опора на зафіксовану кінцівку призводить до зменшення довжини траєкторії хитання на 3,42 %, хоча у деяких волонтерів спостерігається зменшення довжини траєкторії хитання до 36 %. При опорі на незафіксовану кінцівку спостерігається переважно збільшення до вжини траєкторії приблизно на 30 %. Закономірності зміни швидкості хитання аналогічні зміні до вжини траєкторії.

Аналіз площі квадрата навколо плями проєкції траєкторії хитання показав високу варіабельність, як і параметр відношення площі до довжині траєкторії (табл. 6). Результати статистичного аналізу цих параметрів наведені в табл. 8.

Індивідуальні характеристики стояння як без фіксації суглоба, так і з фіксацією дуже варіабельні, розкид за деякими параметрами досягає більше ніж 2 середніх значення.

Попередній аналіз дає наглядну уяву щодо зміни характеру стояння при фіксації колінного суглоба, але аналіз не буде повним без доказовості отриманих висновків. Було проведено порівняльний аналіз характеристик стояння, результати якого наведені у табл. 9.

Статистичний аналіз не виявив статистичних різниць у динамічних параметрах вертикального стояння. І хоча різниці показників, що досліджувалися, значні, великий розкид їх величин та мала вибірка волонтерів не дає можливість виявити статистично значущі різниці параметрів стояння.

Без фіксації суглоба середнє значення довжини траєкторії при двоопорному стоянні дорівнює 40,91 ± 12,06 мм. При фіксації колінного суглоба зростає довжина траєкторії при двоопорному стоянні до 46,47 ± 7,80 мм, а при опорі на кінцівку із зафіксованим колінним суглобом -- до 49,73 ± 19,13 мм. Але при фіксації колінного суглоба спостерігали картину, коли площа плями проєкції ЗЦМ збільшується, особливо при переважному стоянні на зафіксованій кінцівці -- до 512,50 ± 354,99 мм². Статистичне середнє площі плями при двоопорному стоянні із зафіксованим колінним суглобом зменшується (253,50 ± 67,72 мм²), тенденції вибірки говорять про незначне, але збільшення площі плями ЗЦМ.

Таблиця 8. Результати статистичного аналізу динамічних параметрів статограми без фіксації і з фіксацією колінного суглоба

Аналіз тенденції. Тенденція сигналу стабілограми (Detrend) -- напрямок руху зміни значень сигналу упродовж означеного часу.

Ми проводили статистичний підбір апроксимаційної кривої, модель якої описувала максимальну частку відліків сигналу статограми (r2). Результати аналізу наведені для статограм без фіксації та з фіксацією правого колінного суглоба.

При стоянні без фіксацій суглобів нижньої кінцівки (рис. 3) можна відмітити, що вертикальна поза підтримується без особливих навантажень. При двоопорному стоянні спостерігається плавний перехід тіла спочатку вправо, потім такий самий перехід вліво. Хитання у фронтальній площині (ось Х) має незначний розкид амплітудних значень -- [--7,5; 7,5], усього від 5 до 10 мм, причому симетричний. Хитання у сагітальній площині (ось Y) відмічається помірним збільшенням амплітуди хитання -- [10,0; 35,0], від 15 до 25 мм, з нахилом тіла вперед к кінцю циклу дослідження.

Одноопорне стояння характеризується плавним хитанням як у фронтальній, так і сагітальній площинах. На обох кінцівках амплітуди хитання практично однакові, хоча при опорі на праву кінцівку тіло волонтера прямує вперед, а при опорі на ліву кінцівку -- помірно назад. Але якщо проаналізувати первинне положення ЗЦМ, то при опорі на праву кінцівку початкове положення ЗЦМ зміщено вперед -- [12,5; --17,5] і прямує вперед до [--5,0; 0], а при опорі на ліву -- вперед [12,0; 15,0] і прямує назад [0; 10,0]. Отже, спостерігається плавне вирівнювання тіла до вертикального положення. Взагалі відмічається особливість стояння без фіксації суглобів нижньої кінцівки, що хитання в боки не значне і не перевищує 10 мм, до того ж переважно симетричне. Хитання вперед-назад -- більш інтенсивне, має більшу амплітуду хитання від 10 до 15 мм і більшу частоту зміни напрямку.

При двоопорному стоянні із зафіксованим правим колінним суглобом амплітуда хитання у фронтальній площині не перевищує 5--7 мм, але спостерігається зміщення ЗЦМ вправо, тобто у бік зафіксованої кінцівки. Амплітуда хитання у сагітальній площині збільшується до 20 мм, і спостерігається помірна тенденція до переміщення ЗЦМ вперед.

При опорі на зафіксовану кінцівку (рис. 4) ста тограма у фронтальній площині набуває вигляд ко роткочасних невеликих імпульсів з амплітудою від 2--3 до 5 мм. Але спостерігається зміщення тіла ще більше вправо. У сагітальній площині амплітуда збільшується до 15 мм. ЗЦМ у сагітальній площині має практично лінійну константну тенденцію, тоб то ЗЦМ упродовж всього дослідження залишається у межах первинного положення. При опорі на незафіксовану кінцівку спостерігається зменшення амплітуди хитання до 5 мм, але напрямокпрактично лінійної тенденції свідчить про напрямок тіла повернутися до двоопорного положення.

Таблиця 9. Порівняльний аналіз динамічних характеристик статограм без фіксації і з фіксацією колінного суглоба

Аналіз тенденції показує, що є динаміка до повертання ЗЦМ у початкове положення, але цей час значно перевищує цикл дослідження. Аналіз тенденції може свідчити про те, що четверта частина періоду хитання становить приблизно 20 с при двоопорному стоянні і 25 с -- при опорі на зафіксовану кінцівку.

Рисунок 3. Приклад статограми волонтера без фіксації суглобів з розрахованою апроксимаційною кривою: А -- двоопорне стояння; Б -- опора на праву кінцівку; В -- опора на ліву кінцівку

Характер статограми при незафіксованих суглобах нижньої кінцівки має плавний характер зміни положення ЗЦМ при підтримці рівноваги, може спостерігатися помірне відхилення тіла в один із боків для прийняття більш зручного стояння. При одноопорному стоянні частіше спостерігається помірне відхилення тіла у бік двоопорного стояння. Примусове виключення з механізму підтримки рівноваги одного з ланцюгів помітно змінює характеристики статограми.

Фіксація колінного суглоба при одноопорному стоянні призводить до збільшення амплітуди хитання, що можна пояснити включенням до підтримки рівноваги гомілковостопного суглоба цієї кінцівки, але збільшення довжини важеля, який треба урівноважити гомілковостопним суглобом. На фоні дрібних пікоподібних рухів спостерігається широка хвиля хитання, яка характеризує процес підтримки рівноваги.

Рисунок 4. Приклад статограми волонтера з фіксацією правого колінного суглоба з розрахованою апроксимаційною кривою: А -- двоопорне стояння; Б -- опора на праву кінцівку; В -- опора на ліву кінцівку

Висновки

Моделювання контрактури у колінному суглобі шляхом його фіксації збільшує хитання тіла при двоопорному стоянні у фронтальній площині та зменшує хитання у сагітальній площині порівняно зі стоянням без фіксації суглобів. Опора на кінцівку із зафіксованим колінним суглобом у фронтальній площині менше, ніж при стоянні без фіксації суглобів.

Фіксація колінного суглоба при двоопорному стоянні призводить до незначного збільшення амплітуди хитання і помірного переміщення тіла в бік зафіксованої кінцівки в процесі дослідження. Опора на зафіксовану кінцівку призводить до появи короткочасних невеличких імпульсів, а тіло набуває напрямок до фіксованої кінцівки.

Означене вище свідчить про негативний вплив контрактур на опороспроможність нижньої кінцівки.

Список літератури

1. Griskevicius J., Karpinsky M., Kizilova N. Mathematical modeling of the human muscular-skeletal system: posturographic and myographic study. Mathematical modeling and biomechanics in modern university: Proceedings of the V-th Russian school-seminar. Rostov-on-Don: Terra-Print, 2009. Р. 94.

2. Karpinsky M, Kizilova N. Computerized posturography examination for data analysis and mathematical modeling of postural sway during different two-legged and one-legged human stance. Journal of Vibroengineering. 2007. Vol. 9. № 3. Р 118-124. WOSUID: W0S:000255783100026.

3. Kizilova N, Karpinsky M. Dynamics of complex inverter pendulum: stability and control with time-delayed feedback. Differential equations and control theory. Book of abstracts. Kharkov, 2016. P. 20-21.

4. Kizilova N., Karpinsky M., Griskevicius J., Daunoraviciene K. Posturographic study of the human body vibrations for clinical diagnostics of the spine and joint pathology. Mechanika. 2009. № 6(80). EID: 2-s2.0-73849147540.

5. Kizilova N, Karpinsky M, Griskevicius J., Daunoraviciene K. Posturographic study of the human body vibrations for clinical diagnostics of the spine and joint pa thology 9th Intern. Conf. BIOMDIO)RE.2l)l)9. Book of Abstracts. Bialystok, Poland. 2009. P. 23. WOSUID: W0S:000273842500006.

6. Kizilova N, Karpinsky M, Karpinska E. Quasi-regular and chaotic dynamics of postural sway in human. Applied NonIinear Dynamical Systems. Springer Proceedings in Mathematics & Statistics. 2014. Vol. 93. P. 103-114. DOI: 10.1007/9783-319-08266-0_8.

7. Kizilova N., Karpinsky M. Stability of the vertical stance of a human: experimental data and a mathematical model of the multilink inverted pendulum. Iyapunov Memorial Conference. Kharkiv, 2007. Р. 62-63.

8. Massin P., Iautridou C., Cappelli M., Petit A., Odri G., Ducellier F., Sabatier C., Hulet C., Canciani J.P, Letenneur J., Burdin P. Total knee arthroplasty with limitations of flexion. Orthop. Traumatol. Surg. Res. 2009 Jun. Vol. 95(4 Suppl. 1). S1-6. doi: 10.1016/j.otsr.2009.04.002.

9. Yu J.S, Petersilge C., Sartoris D.J., Pathria M.N., Resnick D. MR imaging of injuries of the extensor mechanism of the knee. Radiographics. 1994 May. Vol. 14(3). Р. 541-51. DOI: 10.1148/radiographics.14.3.8066269.

10. Алексеева О.Ю....