Моделирование начала одноопорного периода шага при отсутствии LCF
Моделирование начала
одноопорного периода шага в отсутствии связки
головки бедренной кости при сгибании 10º и наклоне таза назад.
Для
настоящих экспериментов нами собрана электромеханическая модель тазобедренного сустава человека с объемной тазовой частью, которая имитировала тазобедренный сустав, articulatio
coxae,
без связки головки бедренной кости, ligamentum
capitis femoris. Конструкция
воссоздала функциональную и морфологическую ситуацию, свойственную для коксартроза,
тазобедренного сустава, articulatio
coxae,
замещенного стандартным эндопротезом, а также полного повреждения связки
головки бедренной кости, ligamentum
capitis femoris. Модель содержала
бедренную часть, объемную тазовую часть с нагрузкой, аналог средней ягодичной
мышцы и аналог комплекса коротких мышц, вращающих бедро наружу, а также аналоги
наружных связок: аналог седалищно-бедренной связки, аналог лобково-бедренной
связки, аналог вертикальной и горизонтальной части подвздошно-бедренной связки.
С целью моделирования действия веса тела к крайнему отверстию грузового
кронштейна объемной тазовой части прикреплялась нагрузка массой 1 кг. В соответствующих случаях для стабилизации объемной тазовой части модели
использован подъемник,
снабженный колесами.
Используя
описанное устройство, мы смоделировали основные периоды одиночного шага
человека при отсутствии связки головки бедренной кости, ligamentum capitis femoris. В экспериментах нами воспроизводились положения таза, pelvis, и бедра, os femur, в одиночном шаге при ходьбе пациента, страдающего
коксартрозом. Исходные данные были получены при обследовании посредством Системы
видеоанализа движений с программным обеспечением компании C-Motion. Эти сведения позволили
воссоздать близкую к реальности смену положений таза, pelvis, и бедра, os femur, при ходьбе человека с пораженным тазобедренным
суставом, articulatio coxae, явно без связки
головки бедренной кости, ligamentum
capitis femoris.
Для
определения ориентации таза, pelvis, в горизонтальной
и фронтальной плоскости нами использованы изображения виртуальных моделей головок
бедренных костей, caput femoris, предоставляемые в
отчете Системы видеоанализа движений. В соответствие с многоплоскостным поворотом
таза, pelvis, закономерно изменялось положение линии,
соединяющей центры головки бедренной кости, caput femoris, опорной и переносной
ноги. По нашему мнению, использование означенного ориентира позволило точнее воспроизвести
позицию таза, pelvis,
в горизонтальной и фронтальной плоскости.
Изначально
нами воспроизведен двухопорный периода шага, а именно момент заднего
толчка. Для стабилизации объемной тазовой части модели применен
подъемник,
снабженный колесами. Наконечник его вертикального стержня упирался снизу в
опорный кронштейн объемной тазовой части модели, что ограничивало ее отклонение
во фронтальной и сагиттальной плоскости. При этом участия аналогов мышц в стабилизации
объемной тазовой части модели не требовалось. В горизонтальной и сагиттальной плоскости
объемная тазовая часть модели была повернута назад без отклонения во
фронтальной плоскости.
Затем
мы смоделировали начало одноопорного периода шага, а именно момента, следующего
непосредственно после заднего толчка. Подъемник, ранее использовавшийся для стабилизации объемной тазовой части, удалялся. Объемная тазовая
часть модели удерживалась только аналогами связок и мышц. Длина элементов крепления
аналогов мышц отрегулирована так, что изображения крыльев подвздошных костей, ala ossis ilii, тазового
элемента модели находились на одном уровне (Рис. 1).
 |
| Рис. 1. Моделирование начала одноопорного периода шага на электромеханической модели тазобедренного сустава человека с нагруженной объемной тазовой частью, с аналогами мышц и наружных связок, но без аналога связки головки бедренной кости (наклон таза назад, сгибание 10°); вверху – вид спереди, внизу – вид сзади. |
Для момента начала одноопорного периода шага после
заднего толчка характерно сгибание в тазобедренном суставе, articulatio coxae. При этом
длинная ось бедренной кости, os femur, отклонена в сагиттальной плоскости назад. С целью воспроизведения этого
положения бедренная часть модели наклонялась назад в сагиттальной плоскости в
карданном шарнире
на угол 10° без поворота вперед вокруг вертикальной оси.
В
горизонтальной плоскости присутствовал поворот объемной тазовой части модели
назад. В сагиттальной плоскости вес подвешенной нагрузки наклонял объемную
тазовую часть модели (Рис. 2).
 |
| Рис. 2. Моделирование начала одноопорного периода шага на электромеханической модели тазобедренного сустава человека с нагруженной объемной тазовой частью, с аналогами мышц и наружных связок, но без аналога связки головки бедренной кости (наклон таза назад, сгибание 10°); вверху – вид сверху, внизу – вид с латеральной стороны. |
Величина угла наклона объемной тазовой части модели
назад в сагиттальной плоскости уменьшилась, а угол отклонения назад в
горизонтальной плоскости увеличилась. В данном случае мы сравнивали настоящее положение
объемной тазовой части модели с ее позицией при моделировании двухопорного
периода шага, а именно момента заднего толчка.
Длинная ось вертлужного элемента объемной тазовой
части модели была отклонена назад, вверх и в медиальную сторону. В шарнире модели присутствовало
среднее положение между отведением и приведением, а в горизонтальной плоскости наблюдалось
избыточная супинация. В сагиттальной плоскости в шарнире присутствовало разгибание,
несмотря на то что бедренная часть модели устанавливалась в позиции, характерной
для сгибания в тазобедренном суставе, articulatio
coxae. Причиной несоответствия явился поворот объемной
тазовой части назад в сагиттальной плоскости.
Динамометр
аналога комплекса коротких мышц, вращающих бедро наружу, и аналога
средней ягодичной мышцы зарегистрировали появление усилий, которые требовались
для удержания объемной тазовой части модели в покое. Отмечено, что аналог комплекса коротких мышц, вращающих бедро наружу, работал на сжатие, а
аналог средней ягодичной мышцы – на растяжение. При этом эквивалент силы, что регистрировал
динамометр аналога средней ягодичной мышцы, существенно превышал усилие, которое
регистрировал динамометр аналога
комплекса коротких мышц, вращающих бедро наружу. Сжатие
пружины аналога
комплекса коротких мышц, вращающих бедро наружу, обусловила
тенденцию к отклонению объемной тазовой части модели назад в горизонтальной и
сагиттальной плоскости (Рис.
3).
 |
| a |
 |
| b |
 |
| c |
 |
| d Рис. 3. Аналоги связок и динамометры электромеханической модели тазобедренного сустава человека с нагруженной объемной тазовой частью (моделирование начала одноопорного периода шага в отсутствии аналога связки головки бедренной кости при сгибании 10° и наклоне таза назад); a – вид спереди, b – вид сзади, c – вид с латеральной стороны, d – вид сверху; условные обозначения: liv - вертикальная часть аналога подвздошно-бедренной связки, ligamentum iliofemorale, lih – горизонтальная часть аналога подвздошно-бедренной связки, ligamentum iliofemorale, li – аналог седалищно-бедренной связки, ligamentum ischiofemorale, lp – аналог лобково-бедренной связки, ligamentum pubofemorale. |
После стабилизации объемной тазовой части модели
проанализировано соотношение в шарнире, ориентация аналогов связок, а также степень
их натяжения. Наблюдалось отсутствие натяжения аналога седалищно-бедренной
связки и обеих частей аналога подвздошно-бедренной
связки. Означенное отмечалось в том числе по их плавному изгибу без
прижатия к элементам бедренной части модели. Натяжение аналога лобково-бедренной
связки сохранилось. Поверхности пары трения шарнира плотно смыкались
между собой во всех отделах. Вместе с тем в шарнире модели спонтанно воспроизводилось
положение с избыточным вращением наружу. В естественном тазобедренном суставе, articulatio coxae, – это аналогично гиперсупинации.
По причине расположения общего центра масс системы выше,
медиальнее и позади от центра вращения шарнира объемная тазовая часть модели имела
тенденцию к отклонению назад в сагиттальной и горизонтальной плоскости, а также
вниз в медиальную сторону во фронтальной плоскости. Стабилизация объемной
тазовой части модели обеспечивалась аналогами мышц и натяжением аналога
лобково-бедренной связки. Для поддержания модели в
положении покоя не требовалось дополнительного внешнего усилия. Эксперимент
продемонстрировал важную роль мышц пронаторов тазобедренного сустава, articulatio coxae, при отсутствии
связки
головки бедренной кости, ligamentum
capitis femoris. К ним, как известно, относится средняя ягодичная мышца, musculus gluteus medius. Сжатие пружины динамометра
комплекса коротких мышц, вращающих бедро наружу,
являющихся супинаторами, также свидетельствует в пользу нашего вывода.
Моделирование начала
одноопорного периода шага в отсутствии связки
головки бедренной кости при сгибании 10º и наклоне таза вперед.
В
предыдущем эксперименте по изучению начала одноопорного периода шага тазовая
часть модели стабилизировалась с наклоном назад в сагиттальной плоскости. В
реальности у пациентов, страдающих коксартрозом, таз, pelvis, наклонен вперед.
Более того, нами замечено, что в начале одноопорного периода шага происходит
форсированный наклон корпуса тела вперед, подобный броску (Архипов С.В., 2013).
Это наряду с наклоном таза, pelvis, вперед помогает переместить в означенном
направлении общий центр масс тела. Наклон корпуса тела и таза, pelvis, вперед при
ходьбе у пациентов, страдающих коксартрозом, отмечается и при оценке данных,
полученных посредством Системы видеоанализа движений.
Основываясь
на известных фактах, в настоящем эксперименте смоделирован наклон таза, pelvis, вперед в
сагиттальной плоскости в начале одноопорного периода шага в момент после
заднего толчка. Нам использована модель, описанная в предшествующем опыте. Для реализации
задуманного ее объемную тазовую часть мы повернули вперед в сагиттальной плоскости
(Рис. 4).
 |
| Рис. 4. Моделирование начала одноопорного периода шага на электромеханической модели тазобедренного сустава человека с нагруженной объемной тазовой частью, с аналогами мышц и наружных связок, но без аналога связки головки бедренной кости (наклон таза вперед, сгибание 10°); вверху – вид спереди, внизу – вид сзади. |
Длина
элементов крепления аналогов мышц отрегулирована так, что изображения крыльев
подвздошных костей, ala ossis ilii, тазового элемента модели находились на
одном уровне. Бедренная часть модели мы сохранили в позиции отклонения
назад в сагиттальной плоскости на угол 10°, без поворота вперед вокруг вертикальной
оси.
В
горизонтальной плоскости присутствовал поворот объемной тазовой части модели
назад, а сагиттальной плоскости – наклон вперед (Рис. 5).
 |
| Рис. 5. Моделирование начала одноопорного периода шага на электромеханической модели тазобедренного сустава человека с нагруженной объемной тазовой частью, с аналогами мышц и наружных связок, но без аналога связки головки бедренной кости (наклон таза вперед, сгибание 10°); вверху – вид сверху, внизу – вид с латеральной стороны. |
После поворота объемной тазовой части модели вперед
в сагиттальной плоскости величина ее отклонения назад в горизонтальной
плоскости уменьшилась по сравнению с предыдущей позицией с поворотом назад в
сагиттальной плоскости.
Длинная ось вертлужного элемента объемной тазовой
части модели была отклонена назад, вверх и в медиальную сторону. Во фронтальной
плоскости имелось среднее положение между отведением и приведением. В горизонтальной
плоскости супинация была меньше, чем при имитации
начала одноопорного периода шага с наклоном объемной тазовой части назад. В шарнире модели
присутствовало сгибание. В то время как при воспроизведении
начала одноопорного периода шага с наклоном объемной тазовой части назад мы фактически
наблюдали разгибание.
Таким образом, разгибание сменилось сгибанием.
Динамометры
аналога комплекса коротких мышц, вращающих бедро наружу, и аналога
средней ягодичной мышцы регистрировали наличие сил, удерживающих объемную тазовую
часть модели в покое
(Рис. 6).
 |
| a |
 |
| b |
 |
| c |
 |
| d Рис. 6. Аналоги связок и динамометры электромеханической модели тазобедренного сустава человека с нагруженной объемной тазовой частью (моделирование начала одноопорного периода шага в отсутствии аналога связки головки бедренной кости при сгибании 10° и наклоне таза вперед); a – вид спереди, b – вид сзади, c – вид с латеральной стороны, d – вид сверху; условные обозначения: liv - вертикальная часть аналога подвздошно-бедренной связки, ligamentum iliofemorale, lih – горизонтальная часть аналога подвздошно-бедренной связки, ligamentum iliofemorale, li – аналог седалищно-бедренной связки, ligamentum ischiofemorale, lp – аналог лобково-бедренной связки, ligamentum pubofemorale. |
Сила, зафиксированная динамометром аналога средней ягодичной мышцы, более чем в два раза превышала силу, которую показывал динамометр аналога комплекса коротких мышц, вращающих бедро наружу. При моделировании начала одноопорного периода шага с наклоном объемной тазовой части вперед, усилие, регистрируемое динамометром аналога средней ягодичной мышцы, уменьшилось на 1/3. Аналог средней ягодичной мышцы не только удерживал объемную тазовую часть от опрокидывания в медиальную сторону, но и генерировал усилие, поворачивающее ее вперед в горизонтальной плоскости. Аналог комплекса коротких мышц, вращающих бедро наружу, «работал» на растяжение. Он препятствовал повороту объемной тазовой части модели вперед в горизонтальной плоскости. Ранее при моделировании начала одноопорного периода шага с наклоном объемной тазовой части вперед, указанный элемент, наоборот, испытывал сжатие по оси.
После стабилизации объемной тазовой части модели проанализировано
соотношение в шарнире, ориентация аналогов связок, а также степень их натяжения.
Замечено отсутствие натяжения всех без исключения аналогов наружных связок: аналога
лобково-бедренной связки, аналога седалищно-бедренной связки, вертикальной и горизонтальной части аналога подвздошно-бедренной связки. Это подтверждалось их плавным изгибом без прижатия к элементам бедренной
части модели. Поверхности пары трения шарнира плотно смыкались между собой во
всех отделах.
В обсуждаемом эксперименте общий центр масс системы
располагался выше, медиальнее, как и ранее, но сместился дальше вперед, чем при
моделировании начала одноопорного периода шага с наклоном объемной тазовой
части модели назад. Так как проекция общего центра масс приблизилась в сагиттальной к оси
вращения, плечо момента, создаваемого нагрузкой, уменьшилось. С означенным мы
связываем уменьшение нагрузки на аналог средней ягодичной мышцы. Он же
препятствовал отклонению объемной тазовой части модели вниз в медиальную
сторону во фронтальной плоскости. Одновременно аналог
средней ягодичной мышцы поворачивал объемную тазовую часть модели вперед в
горизонтальной плоскости, порождая вращение внутрь, иными словами, вызывая пронацию
в шарнире. Указанному противодействовал аналог комплекса
коротких мышц, вращающих бедро наружу. Данный элемент попутно стремился
повернуть объемную
тазовую часть модели назад в сагиттальной плоскости. Результирующая сила,
генерируемая аналогом средней ягодичной мышцы, была направлена вперед в
горизонтальной плоскости, вниз в сагиттальной плоскости и в латеральную сторону
во фронтальной плоскости. Результирующая сила, порождаемая аналогом комплекса коротких мышц, вращающих бедро наружу, была направлена назад в
сагиттальной плоскости, в латеральную сторону во фронтальной плоскости, назад в
горизонтальной плоскости. Означенные аналоги мышц действовали как реальные мышцы
антагонисты в сагиттальной и горизонтальной плоскости. В поддержании объемной тазовой части модели в покое аналоги наружных
связок не участвовали. Таким образом, стабилизация объемной тазовой части
модели обеспечивалась: аналогом комплекса коротких
мышц, вращающих бедро наружу, и аналогом средней ягодичной мышцы. Для поддержания
системы в равновесии не требовалось дополнительного внешнего усилия.
Опыт показал, что при наклоне таза, pelvis, вперед в начале
одноопорного периода шага в отсутствии связки головки бедренной кости, ligamentum capitis femoris, комплекс коротких мышц, вращающих бедро наружу, функционируют в
уступающем режиме. При этом аналог средней ягодичной мышцы функционирует как пронатор,
параллельно активно препятствуя опрокидыванию таза, pelvis, в медиальную сторону и назад в сагиттальной плоскости. Наклон таза, pelvis, вперед в сагиттальной плоскости способен отчасти разгрузить аналог
средней ягодичной мышцы. По нашим наблюдениям, данный прием активно используется
отдельными пациентами при ходьбе. Это облегчает продвижение вперед при
патологии тазобедренного сустава, articulatio
coxae,
в том числе после эндопротезирования.
Моделирование начала
одноопорного периода шага в отсутствии связки
головки бедренной кости при сгибании 5º и наклоне таза вперед.
Далее
на электромеханической модели тазобедренного сустава человека с нагруженной объемной тазовой частью без аналога связки головки бедренной кости мы
продолжили воспроизведение начала одноопорного периода шага. Наклон объемной
тазовой части вперед в сагиттальной плоскости сохранен. В начале одноопорного
периода шага при коксартрозе таз, pelvis, как правило, «приподнят» и имеет
отчетливый крен в сторону опорной ноги.
Длина
элементов крепления аналогов мышц отрегулирована так, что изображения крыльев
подвздошных костей, ala ossis ilii, тазового элемента модели находились на
различных уровнях во фронтальной плоскости. Со стороны шарнира модели высота
расположения изображения крыла подвздошной кости была ниже, чем с
противоположной стороны. Объемная тазовая часть
модели отклонилась вверх и в латеральную сторону во фронтальной плоскости (Рис. 1).
 |
| Рис. 7. Моделирование начала одноопорного периода шага на электромеханической модели тазобедренного сустава человека с нагруженной объемной тазовой частью, с аналогами мышц и наружных связок, но без аналога связки головки бедренной кости (наклон таза вперед, сгибание 5°); вверху – вид спереди, внизу – вид сзади. |
Для продолжения одноопорного периода шага характерно
уменьшение величины сгибания в опорном тазобедренном суставе, articulatio coxae. При этом длинная
ось бедренной кости,
os femur, отклонена в
сагиттальной плоскости назад. С целью имитации этого положения бедренная часть
модели отклонялась назад в сагиттальной плоскости в карданном шарнире на угол 5°, также
без поворота вперед вокруг вертикальной оси. Объемная тазовая
часть модели имела ярко выраженную тенденцию к отклонению назад в сагиттальной
плоскости по причине расположению общего центра масс выше, медиальнее и позади от
опорного шарнира.
В
одноопорном периоде шага при коксартрозе таз, pelvis, не только наклоняется в латеральную
сторону во фронтальной плоскости, но и вперед в сагиттальной плоскости. В
результате отклонения объемной тазовой части в латеральную сторону во фронтальной
плоскости ее наклон вперед в сагиттальной плоскости увеличился. При этом общий
центр масс сместился вперед, а также приблизился к центру опорного шарнира. Это
увеличило стабильность системы. Удлинение аналога комплекса коротких мышц, вращающих бедро наружу, и укорочение аналога
средней ягодичной мышцы привело к повороту объемной тазовой части модели вперед в
горизонтальной плоскости практически до среднего положения (Рис. 8).
 |
| Рис. 8. Моделирование начала одноопорного периода шага на электромеханической модели тазобедренного сустава человека с нагруженной объемной тазовой частью, с аналогами мышц и наружных связок, но без аналога связки головки бедренной кости (наклон таза вперед, сгибание 5°); вверху – вид сверху, внизу – вид с латеральной стороны. |
Длинная ось вертлужного элемента объемной тазовой
части модели имела отклонение назад, вверх и в медиальную сторону. В шарнире модели величина
сгибания уменьшилась, присутствовало отведение при среднем положении между
пронацией и супинацией.
Динамометр
аналога средней ягодичной мышцы зарегистрировал
уменьшение усилия, которое требовалось для удержания объемной тазовой части
модели в положении покоя. Усилие, которое фиксировал динамометр аналога комплекса коротких мышц, вращающих бедро наружу, снизилось до нуля. Это свидетельствовало о том, что для удержания объемной тазовой части
модели в означенном положении достаточно только аналога средней ягодичной
мышцы, который находилась впереди и латеральнее как от тазового элемента, так и
центра вращения шарнира модели (Рис. 9).
 |
| a |
 |
| b |
 |
| c |
 |
| d Рис. 9. Аналоги связок и динамометры электромеханической модели тазобедренного сустава человека с нагруженной объемной тазовой частью (моделирование начала одноопорного периода шага в отсутствии аналога связки головки бедренной кости при сгибании 5° и наклоне таза вперед); a – вид спереди, b – вид сзади, c – вид с латеральной стороны, d – вид сверху; условные обозначения: liv - вертикальная часть аналога подвздошно-бедренной связки, ligamentum iliofemorale, lih – горизонтальная часть аналога подвздошно-бедренной связки, ligamentum iliofemorale, li – аналог седалищно-бедренной связки, ligamentum ischiofemorale, lp – аналог лобково-бедренной связки, ligamentum pubofemorale. |
После стабилизации объемной тазовой части модели
проанализировано соотношение в шарнире, ориентация аналогов связок, а также степень
их натяжения. Замечено отсутствие натяжения всех аналогов наружных связок. Это подтверждалось
их плавным изгибом без прижатия к элементам
бедренной части модели. Разобщения сферической головки шарнира и ответной
сферической поверхности вертлужного элемента модели не наблюдалось. Поверхности
пары трения шарнира плотно смыкались между собой во всех отделах.
По причине расположения общего центра масс системы выше, медиальнее, а главное, вблизи центра вращения в сагиттальной плоскости, объемная тазовая часть модели не имела тенденции к отклонению назад. Она стремилась наклониться вниз в медиальную сторону во фронтальной плоскости, будучи неподвижна в горизонтальной плоскости. Соответственно, стабилизация объемной тазовой части модели при ее наклоне в латеральную сторону и вперед обеспечивалось только аналогом средней ягодичной мышцы. Для поддержания модели в положении покоя не требовалось дополнительного внешнего усилия.
Смотри также:
а) Базовые эксперименты на электромеханической модели
Бедренная часть комбинированной модели тазобедренного сустава
Элементы электромеханической модели тазобедренного сустава человека
Электромеханическая модель без аналогов связок
Упрощение электромеханической модели тазобедренного сустава
Моделирование движений аналога LCF
Упрощенная модель вертлужной впадины
Модель как аналог рычага третьего рода
Моделирование действия веса тела
Имитация взаимодействия средней ягодичной мышцы и LCF
Анализ взаимодействия средней ягодичной мышцы и LCF
Моделирование движений в горизонтальной плоскости
Моделирование эффекта авторотации
Обсуждение эффекта авторотации
Моделирование перемещения общего центра масс тела
Моделирование взаимодействия наружных связок и LCF
Моделирование эффекта автостабилизации
Моделирование взаимодействия веса тела и отводящей группы мышц
Эффект авторотации с аналогом отводящей группы мышц
Измерение силы, вызывающей авторотацию
Воспроизведение спонтанной авторотации
Воспроизведение управляемой авторотации
Обсуждение регулируемого эффекта авторотации
Моделирование взаимодействия аналогов связок и мышц
Имитация перемещения общего центра масс тела при наличии аналогов связок и мышц
Моделирование напряженной одноопорной позы с участием средней ягодичной мышцы
Моделирование напряженной одноопорной ортостатической позы с участием коротких ротаторов бедра
Моделирование ненапряженной одноопорной ортостатической позы
Моделирование симметричной двухоопорной ортостатической позы
Моделирование асимметричной двухоопорной ортостатической позы
Моделирование начала первого двухопорного периода шага
Моделирование завершения первого двухопорного периода шага
Моделирование начала одноопорного периода шага
Моделирование середины одноопорного периода шага
Моделирование завершения одноопорного периода шага
Наблюдение: износ нижней поверхности головки бедренной части механической модели
б) Электромеханическая модель без LCF
Моделирование функции тазобедренного сустава без LCF
Моделирование первого двухопорного периода шага при отсутствии LCF
Критика
Главным недочетом описанных ранее конструкций, по нашему мнению, являлась недостаточная упругость аналогов связок. В описанной конструкции мы использовали гибкий элемент - аналог LCF, выполненный из металла и усоврешенствовали способ его крепления. В норме LCF присоединяется к вертлужной впадине в нескольких точках, что нам воспроизвести не удалось. Кроме этого, основой бедренной части модели явился субтотальный эндопротез тазобедренного сустава. Мы согласны с тем, что данное медицинское изделие лишь отчасти воспроизводит проксимальный отдел нативной бедренной кости.
Примечания
Первоисточник
Архипов СВ. Биомеханика пингвинов: заметки к вопросу о причинах ковыляющей походки и перспективах ее ремоделирования во имя обретения грациозности, сочиненные врачом, к.м.н. Сергеем Васильевичем Архиповым, в бытность им с 1992-го по 2017-й год хирургом и травматологом-ортопедом, по вдохновению в 1991-ом году его сестрою Еленой Васильевной, со светлой любовью к ней и благодарностью! Манускрипт в 5 томах. Т. 4. Главы 17-21. Напечатано Автором во граде Королев при попечении его супруги Людмилы Николаевны, ММXVIII A.D. [2018], bonum factum! [на благо и счастье], 549 с. [academia.edu]
Ключевые слова
ligamentum capitis femoris, ligamentum teres, связка головки бедра, отсутствие, дисфункция, ходьба, эксперимент, электромеханическая модель, средняя ягодичная мышца, короткие ротаторы
Эксперименты и наблюдения