Конституирование и развитие теории модернизации в социологическом дискурсе (реферат)

На основе полученных данных построены графики. Анализ графиков показывает, что самых прогибов испытывают препараты целых большеберцовой костей. Несколько больших значений прогибы достигают у препаратов, синтезированных БИМПФ-8. Наибольшие деформации возникают у препаратов синтезированных КМПФ-3. Объяснением этого факта может быть, по нашему мнению, то обстоятельство, что при применении КМПФ-3 костно-мозговая полость испытывает предыдущего рассверливания. Это ослабляет кость за счет изменения анатомической конфигурации канала, уменьшение толщины компактного слоя, в результате чего и возникают прогибы большей величины по сравнению с препаратами, синтезированными БИМПФ-8. В вентро-дорсальном, медиа-латеральном и латеро-медиальном направлениях величины прогибов препаратов, синтезированных БИМПФ-8 получено в 1,75-1,95 раз меньше, чем у препаратов, синтезированных КМПФ-3. Рис. 1. Прогибы препаратов большеберцовой костей, синтезированных БИМПФ-8 при диафизарных переломах: а) дорсо-вентральная; б) вентро-дорсальная; в) медиа-латеральная; г) латеро-медиальная плоскости. 1-препараты целых костей; 2-препараты, синтезированные БИМПФ-8; 3-препараты, синтезированные КМПФ-3. В дорсо-вентральной плоскости прогиб препаратов, синтезированных БИМПФ-8 и КМПФ-3 до уровня нагрузок М = 8Нм почти одинаковый, но — при изгибающих моментах выше М = 8Нм — прогиб, который испытывают препараты, синтезированные БИМПФ-8 значительно выше, чем у препаратов, синтезированных КМПФ-3.
банкетные залы для свадеб
В этом случае все сопротивление принимает на себя непосредственно металлический корпус фиксатора, биомеханическая система «кость — блокирующий винт — фиксатор» не работает за счет потери контакта внутренней поверхности костно-мозговой полости с корпусом конструкции. Поскольку диаметр КМПФ-3 больше, чем в БИМПФ-8, это позволяет ему создавать и большее сопротивление изгибающим нагрузкам по сравнению с БИМПФ-8. В вентро-дорсальной плоскости наибольшая величина прогиба при М = 12 Нм была значительно меньше, чем при изгибе во всех других направлениях. Кроме того, величины прогиба в медиа-латеральной, латеро-медиальной и вентро-дорсальной плоскостях оказались практически одинаковыми. Все это свидетельствует о достаточно большой сложности биомеханической взаимодействия в биотехнической системе «кость — блокирующий винт — фиксатор», которая требует своего дальнейшего изучения и углубления. биомеханические оценка стабильности фиксации отломков при Интрамедуллярные остеосинтеза двойных переломов большеберцовой кости с помощью БИМПФ-8 при изгибе изучена на трех группах препаратов свежих большеберцовой костей по 9 препаратов в каждой. С каждой группой препаратов проведено исследование по оценке их деформациъ при изгибе в 4-х направлениях: дорсо-вентральном, вентро-дорсальном, медиа-латеральном и латеро-медиальном. Результаты измерений, как и в случае одинарного перелома, обработано статистически по методике статистической обработки с малыми выборками. Анализ полученных данных позволяют провести сравнительный анализ стабильности фиксации двойных и одинарных переломов большеберцовой костей с помощью БИМПФ-8, сравнивая величину возникающих прогибов в вентро-дорсальном, дорсо-вентральном, медиа-латеральном и латеро-медиальном направлениях с своеобразными условным эталоном — препарта целых неповрежденных большеберцовой костей. Рис.2.Прогибы препаратов большеберцовой костей, синтезированных БИМПФ-8 при двойных диафизарных переломах: а) дорсо-вентральная; б) вентро-дорсальная; в) медиа-латеральная; г) латеро-медиальная плоскости. 1-препараты целых костей; 2-препараты, синтезированные БИМПФ-8 при одинарном переломе; 3-препараты, синтезированные БИМПФ-8 при двойном переломе. Из графиков на рис.2. следует, что наименьших прогибов испытывают препарты целых неповрежденных большеберцовой костей (кривая 1), кое-что им уступают препараты, синтезированные БИМПФ-8 в случае одинарных поперечных переломов нижней трети диафиза (кривая 2). Однако — деформации образцов, синтезированных БИМПФ-8 в случаях двойных переломов верхней и нижней третей диафиза оказались намного выше (в 2,75 6,8 раз), в зависимости от направления прогиба. Это свидетельствует о том, что при остеосинтезе двойных переломов с помощью БИМПФ-8 на этапе формирования первичной мозоли необходима дополнительная иммобилизация поврежденного сегметом течение 4-5 недель, нагрузка в этот период очень нежелательными. Во всех направлениях сгиба, кроме латеро-медиального, разногласия между величинами про
гибов при двойном и одинарном переломах были достаточно существенными и отличались друг от друга в 6-6,8 раз. Только в латеро-медиальном направлении они составляли 2,75 раза, что объясняется, прежде всего, анатомическими особенностями строения кости. Биомеханическая оценка стабильности фиксации отломков при БИМПО с помощью БИМПФ-8 при витые изучена методом математического моделирования. Одним из важнейших параметров, который характеризует пригодность фиксирующей конструкции для стабильного остеосинтеза является ее свойство создавать достаточно высокое сопротивление деформациям кручение. При поперечных переломах диафиза, нижней или верхней его части, обломки кости могут свободно поворачиваться друг относительно второго. Такой случай переломов создает возможность взаимных поворотов фрагментов длинных костей намного выше, по сравнению с косыми или винтовыми переломами. Таким образом, единственным препятствием взаимного поворота фрагментов кости в таких случаях остается непосредственно сам корпус фиксатора (при условии его плотного сцепления с кортикальным слоем поврежденной кости). С помощью серии математических выражений определили угол поворота фиксатора круглого сечения, полярный момент инерции. Для определения величин угла закручивания φ Линейно изменяется вдоль оси фиксатора, необходимо учитывать значение Ир — полярного момента инерции, который зависит от диаметра корпуса и для различных типоразмеров конструкций будет иметь свое определенное значение. Для каждой группы типоразмеров можно построить график зависимости φ = ƒ () . Характерный вид семейства ломаных на рис.43 отражает то обстоятельство, что диаметр фиксатора изменяется по длине. Максимальный момент кручение М кр max , который может выдержать конструкция, может быть определен при прочности при витые, где: τ max — максимальные касательные напряжения, возникающие в материале кострукции, а — допустимые значения касательных напряжений.