Механика композитных материалов 3 1980
..pdfцию усилия резания. Поскольку начальный момент активной фазы вы бран нулевым Zo = 0 и она продолжается, пока скорость режущей кромки инструмента не станет равной нулю, то ее длительность есть ближайший к точке Zo = 0 положительный корень уравнения (14). Решая совместно уравнения (15) и (14) при х(2) = 0, найдем 2= 2 я (1 - |) и 2= 2я£, где l=v/\i = Fx/fo. Равенство 2/2л = Fx/f0 показывает, что в стационарном ре жиме резания отношение длительности активной фазы, в течение которой совершается процесс резания, к периоду ультразвуковых колебаний равно отношению усилия хирурга к силе сопротивления биоткани*. Учи тывая, что максимально возможная длительность активной фазы равна 2л, получим условие, при котором осуществляется стационарный режим резания:
0 < F x< f 0. |
(16) |
Таким образом, для любой мягкой биоткани существует стационар ный режим резания, т. е. движение ультразвукового инструмента с по стоянной установившейся скоростью. Стационарный режим ультразву кового резания, в отличие от обычного резания, осуществляется при уси лиях хирурга, меньших силы сопротивления биоткани. В этом состоит одно из главных преимуществ ультразвукового разделения мягких био тканей. Хирург может оперировать при малых усилиях резания. Условие стационарности (16) определяет диапазон возможных усилий хирурга, позволяющий практически реализовать преимущества, содержащиеся в принципе наложения ультразвуковых колебаний на движение режущего инструмента.
Чтобы в явном виде выразить зависимость смещения инструмента и скорость ультразвукового резания, решив тем самым задачу (1) дина мики процесса, подставим z = 2 в выражёние (13). Учитывая, что 2= 2к$ н 2=2п (1 —£), получим:
х{2) = 2я/Со(яц£ —лц!2 —cos ср). |
(17) |
Выразим cos <р через параметры резания. Так как в момент окончания пассивной фазы резания режущая кромка инструмента возвращается в исходное положение с координатой х(2)= 0, то из выражения (8) выте кает уравнение vf2/2 + sin( 2 + cp) —zcos<p—sinф= 0. Разрешая его отно сительно cos ср, получим:
cos ф= я(Ь£)-‘[ц£(1 —£)2аЧ=уЬ —я2|д,2| 2(1 —£)4] |
(18) |
где а = 1—s + (2я)-1 sin 2я£; Ь = а2 + я -2э1п4я |. Нетрудно показать, |
что |
только знак минус, стоящий перед корнем в выражении (18), удовлетво ряет физическим условиям процесса резания. Подставляя значение соэф
в выражение (17), получим в явном виде зависимость смещения |
режу |
щей кромки инструмента от параметров резания: |
|
* ( 2 ) = 2 я ^ , { ^ ( 1 - | ) [ l - n ( l - 5 ) | + -S- ^ i T * - ™ W ( l - l ) , 1} |
(19) |
Исследуем смещение х(2) при |.i«Cl, т. е. когда сила сопротивления биоткани много меньше амплитудного значения колебательном силы (fo'CTlco2/?!). Именно этот случай реализуется, например, в ультразву ковой хирургии мягких тканей кисти. Выражение (19) при ц<^1 упро щается:
sin 2я£ |
V |
_sin^n|_ |
Г,/= |
( 20) |
х(2) =2Ко sin2 я£ [ ( > - S + 2я |
• |
Л“ |
-I |
' Здесь и далее под термином «сила сопротивления биоткани» понимается постоян ная составляющая /0 силы сопротивления Fc биоткани.
Используя полученное выражение, определим один из основных пара метров процесса резания — среднюю скорость движения инструмента за период ультразвуковых колебаний:
V=x*(z)T, |
(21) |
где x*(z) =Ax(z) — размерное смещение режущей кромки инструмента. Определенная таким образом средняя скорость непосредственно свя зана с производительностью процесса резания. Подставляя выражение
(20) в (21), получим:
Л Co/Со s in 2 Я5;
V = |
( 22) |
л
Таким образом, аналитически и в явном виде найдена функциональ ная зависимость средней скорости ультразвукового разделения мягких биотканей от акустических и технологических параметров процесса, а также свойств биоткани. Найденная зависимость (22) достаточно проста и удобна для практических инженерных расчетов наилучших парамет ров резания. Она устанавливает связь средней скорости резания со сле дующими параметрами: 1) усилием хирурга Fx, прикладываемым к ульт развуковому инструменту; 2) механическими свойствами биоткани, ко торые определяются ее силой сопротивления резанию f0\ 3) амплитудой
Аи частотой со ультразвуковых колебаний режущей части инструмента;
4)инерционным свойством инструмента и акустического узла, которое определяется тем, какая часть их массы-колеблетея. Развитая теория и построенная модель находят применение при разработке оптимальной технологии ультразвукового оперативного вмешательства на мягких био тканях и необходимых для этой цели ультразвуковых инструментов.
Авторы выражают благодарность Г А. Николаеву за помощь в по становке задачи и обсуждении результатов работы.
СП И С О К Л И Т Е Р А Т У Р Ы
1. Поляков В. А., Николаев Г А., Волков М. В., Лощилов В. И., Петров В. И. Ульт
развуковая сварка костей и резка |
живых биологических тканей. М., 1973. 136 с. |
2. Лощилов В. И., Волков С. |
М., Засыпкин В. В., Борисов В. П. Ультразвуковая |
резка биологических тканей. — В |
кн.: Ультразвук в хирургии. М., 1973, с. 24—29. |
3.Лощилов В. И., Волков С. М. К вопросу о механизме ультразвуковой резки био логических тканей. — В кн.: Ультразвук в хирургии. М., 1973, с. 29—33.
4.Борисов В. П. Разработка и исследование процесса ультразвуковой резки мягких биологических тканей. Автореф. дне. на соиск. учен. степ. канд. техн. наук. М., 1975. 16 с.
Всесоюзный научно-исследовательский институт |
Поступило в редакцию 28.05.79 |
медицинского приборостроения, Москва |
|
Институт прикладной математики АН СССР, Москва |
|
Институт медико-биологических проблем |
|
Министерства здравоохранения СССР, Москва |
|
УДК 611.71:620.1
А.С. Барер, Ю. Г Конахевич, Л. Н. Шолпо, В. X. Петлюк,
Н.А. Угланова
ДЕФОРМАЦИИ ЧЕРЕПА ЧЕЛОВЕКА ПРИ УДАРЕ (ЭКСПЕРИМЕНТАЛЬНОЕ ИЗУЧЕНИЕ И НЕКОТОРЫЕ ПРОБЛЕМЫ МОДЕЛИРОВАНИЯ)'
2". ДИНАМИКА ОСНОВАНИЯ ЧЕРЕПА ПРИ УДАРНОМ НАГРУЖЕНИИ СВОДА
При моделировании черепа человека эллипсоидальной оболочкой с плоским основанием [2, 3] особый интерес представляет, очевидно, дина мика наиболее податливого участка этой структуры — центральной зоны основания. С учетом этого обстоятельства, а также сделанного в преды дущих работах [4, 5] предположения об особой роли основания черепа в патогенезе черепно-мозговой травмы во всех экспериментах проводи лась регистрация ускорений в центральной точке основания черепа при ударно^ нагружении свода****. С точки зрения предполагаемого воздейст вия на базальные Структуры мозга наибольший интерес представляет от носительное движение центральной точки основания в системе коорди нат свода черепа, т. е. «истинная» деформация черепа в направлении, перпендикулярном плоскости основания [3, 5].
При ударах в лобную и затылочную области первый локальный экс тремум ускорения центральной точки основания, как правило, достига ется в момент максимального ускорения на своде черепа в зоне противоудара. При наиболее жестких ударах (длительность ударного импульса на своде около 2,5- 10_3 с и менее) локальный экстремум на основании может несколько запаздывать относительно максимума на своде, при наиболее мягких (длительностью порядка 7 • 10_3 с и более) — несколько опережать его. Интересно отметить, что при соударениях с преградой лобной областью первый локальный экстремум всегда положителен и является абсолютным максимумом ускорения центральной точки основа ния относительно свода. (Для ускорения на своде черепа положительным принято считать направление «от стенда», для ускорения на основа нии — направление «кнаружи, из полости черепа».) При соударениях с преградой затылочной областью первый локальный экстремум всегда от рицателен и является абсолютным минимумом ускорения. При ударах височной локализации первый локальный экстремум ускорения на осно вании всегда положителен, но по абсолютной величине в несколько раз уступает второму локальному экстремуму, который всегда отрицателен н является абсолютным минимумом ускорения центральной точки осно
вания черепа.
Экстремальное смещение центральной точки основания черепа отно сительно свода всегда совпадает по направлению с абсолютным экстрему мом ускорения (т. е. является положительным для лобной и отрицатель ным — для затылочной и височной локализаций удара) и достигается
Доклад, представленный на II Всесоюзную конференцию по проблемам био механики (Рига, апрель 1979 г.).
**Часть 1 см. [1].
***Методика проведения экспериментов, их объем и схема регистрации опи
саны в [1].
при значениях времени 4,5-КН3—9,0 • 1(Н с, считая от момента начала соударения.
Особо важной представляется проблема правильного выбора экспе риментального параметра, достаточно полно отражающего особенности динамики основания черепа и хорошо коррелирующего с величинами, характеризующими ударное нагружение свода. Целесообразно рассмот реть в качестве такого параметра одну из двух подробно изученных в на ших экспериментах величин — ускорение или смещение центральной точки основания в системе координат свода черепа.
Необходимо отметить, что величина деформации как мера предпола гаемого воздействия на базальные структуры мозга представляется бо лее наглядной, чем ускорение центральной точки основания, отражаю щего это воздействие более опосредованно. Тем не менее, на данном этапе исследований использование деформаций в качестве основного параметра вызывает ряд серьезных возражений. Если ускорение цент ральной точки основания является непосредственно регистрируемым параметром со сравнительно небольшой экспериментальной ошибкой, то деформации основания на данном этапе могут быть определены только двойным численным интегрированием осциллограмм ускорения, причем из-за ограниченной разрешающей способности измерительного тракта приходится прибегать к двукратной интерполяции. Расчетные ошибки при этом неоправданно возрастают. Существенно и то, что если для экс тремальных значений ускорения удалось выявить достаточно простые, достоверные и близкие к линейным корреляционные зависимости от па раметров ударного нагружения свода, то для деформаций основания по добные зависимости, хотя также достоверные, оказываются существенно нелинейными, что заведомо усложняет и снижает точность полученных результатов. Поэтому на данном этапе работы было признано целесооб разным ограничиться использованием экстремальных значений ускоре ния центральной точки основания в качестве основного параметра, опи сывающего результат ударного нагружения свода. Отметим, что подоб ное ограничение, по-видимому, не приведет к существенным искажениям получаемых результатов, поскольку между экстремальными значениями ускорений и деформацией центральной точки основания существует до стоверная, хотя и существенно нелинейная корреляционная связь.
Табл. 1
Параметры регрессионных зависимостей между ускорениями на основании черепа и скоростями соударений для различных типов поверхностей соударений
Локали |
Материал поверхности |
Коэффи |
Свобод |
Средне |
Коэффи |
Средне |
|
квадра |
циент про- |
квадра |
|||||
зация |
соударения |
циент кор |
ный член |
тичная |
норцио- |
тичная |
|
удара |
|
|
реляции |
|
ошибка |
наль- |
ошибка |
|
|
|
|
|
|
постн |
|
Лоб |
Дерево |
|
0,963 |
-299,3 |
140,0 |
703,1 |
315,6 |
|
Кирпич |
|
0,832 |
-2 6 6 ,3 |
196,0 |
655,8 |
408,9 |
|
Сталь |
|
0,992 |
3,6 |
44,2 |
1008,0 |
163,0 |
|
Дерево+ войлок 1 |
0,998 |
-295,9 |
15,6 |
566,2 |
28,0 |
|
|
Дерево + войлок 2 |
0,996 |
-481,2 |
22,1 |
482,3 |
34,0 |
|
|
Кирпич-Ьанозот |
0,998 |
-4 3 2 ,9 |
26,2 |
892,5 |
51,5 |
|
Затылок |
Сталь+ войлок 1 |
0,987 |
-246,1 |
49,0 |
571,2 |
103,2 |
|
Сталь |
|
-0 ,9 8 5 |
148,0 |
76,7 |
-931,1 |
204,9 |
|
|
Дерево-)-войлок 1 |
-0 ,6 9 0 |
-1 8 1 ,2 |
210,3 |
-7 1 7 ,6 |
714,4 |
|
|
Дерево + войлок 2 |
-0 ,9 8 4 |
405,8 |
58,7 |
-5 5 6 ,7 |
97,4 |
|
Висок |
Сталь-)- войлок 1 |
-0 ,9 7 4 |
295,4 |
64,1 |
-7 2 2 ,3 |
112,1 |
|
Дерево |
|
-0,831 |
10,7 |
20,8 |
-1 0 8 ,0 |
36,4 |
|
|
Кирпич |
|
-0 ,9 3 8 |
47,6 |
16,4 |
-1 7 6 ,4 |
47,6 |
|
Сталь |
|
-0,948 |
99,5 |
16,7 |
-2 4 8 ,8 |
43.3 |
Примечание. Войлок 1 |
толщина |
10 мм; войлок 2 — толщина 20 мм. |
|
52G
Результаты исследования корреляционных зависимостей между экс периментальными значениями абсолютных экстремумов ускорения на основании черепа и скоростью соударения представлены в табл. 1. Для всех изучавшихся локализаций удара и поверхностей соударения эти за висимости оказались значимыми и близкими к линейным. Таким обра зом, можно считать, что экстремальная величина ускорения достоверно определится (с некоторым статистическим разбросом) уравнениями ли нейной регрессии обычного типа, свободные члены которых Ь0 и коэффи циенты пропорциональности Ь\ также приведены в табл. 1 для каждой локализации удара и поверхности соударения.
Отметим сразу, что для коэффициентов пропорциональности в урав нениях линейной регрессии характерно наличие значимой, отрицатель ной и близкой к линейной корреляционной зависимости от жесткости соударения, характеризуемой параметром п. Это позволяет аппроксими ровать экспериментальные данные для ударов различной жесткости еди ным уравнением вида:
О-exl = Ьо + Ь 1М + &2у 0 + batlV o, |
( 1 ) |
где ciext — максимальное ускорение на основании черепа, м/с2; и0 — ско рость соударения, м/с. Коэффициенты в уравнении (1) найдутся по методике множественного регрессионного анализа, если принять произ ведение скорости и параметра п за третью переменную. Значения коэф фициентов уравнения (1) приведены в табл. 2.
Уравнение (1) с коэффициентами, приведенными в табл. 2, удовлет ворительно описывает экспериментальные зависимости экстремального ускорения центральной точки основания черепа от скорости соударения
ижесткости его, характеризуемой параметром п. Ясно, однако, что как
сточки зрения точности получаемых результатов, так и понимания сути изучаемого явления, предпочтительно выявление функциональной связи рассматриваемых параметров с помощью математической модели. Та кая модель должна, очевидно, удовлетворительно описывать эксперимен тальные данные в широком диапазоне возможных условий соударения, качественно соответствовать нашим представлениям о биомеханике изу чаемого явления и, наконец, должна быть возможно более простой и удобной для практического использования.
Вдоступной нам литературе практически не встречается попыток мо делирования биомеханики головы при ударном нагружении с учетом особой роли основания черепа. Исключением являются исследования, проведенные на предыдущих этапах данной работы [1, 2], в которых была сделана попытка представить деформации основания черепа моделью с распределенными параметрами. Однако соответствующие уравнения ока зываются достаточно громоздкими, а их идентификация с учетом имею щихся экспериментальных данных представляется весьма затруднитель ной. Весьма интересной также является модель шарнирной системы осно вания черепа [6], однако ее практическое использование для испытаний средств защиты головы сопряжено с большими трудностями. В то же
Табл. 2
Параметры множественных регрессионных зависимостей между ускорениями на основании черепа и скоростями соударений
Локали |
Ьц |
|
ь. |
bJ |
зация |
|
|||
удара |
|
|
|
|
Лоб |
721,5 |
-1 8 9 9 ,9 |
1151,3 |
-1 2 0 5 ,7 |
Затылок |
- 9 4 6 ,3 |
2570.9 |
-1 8 6 9 ,4 |
2646,7 |
Висок |
413,1 |
- 6 7 1 ,3 |
- 7 2 3 ,6 |
996,3 |
время анализ комплексных коэффициентов передачи системы свод—ос нование, определенных по методике импульсного возбуждения, позволяет сделать вывод о возможности удовлетворительного представления дина мики основания черепа сравнительно простой двух-трехэлементной упру говязкой линейной моделью с сосредоточенными параметрами.
Ограниченная разрешающая способность измерительного тракта и статистический разброс экспериментальных данных, вообще характер ный для биомеханических пространственных систем, приводят к замет ной неопределенности в оценке амплитуд (и заметно меньшей — в опре делении частот) основных резонансов системы. Поэтому прямое исполь зование стандартных методов идентификации модели с сосредоточен ными параметрами по логарифмическим переходным характеристикам может привести к значительным ошибкам в определении коэффициентов уравнения модели.
Тем не менее, полученные данные позволяют достоверно установить в изучаемом диапазоне частот (50—2500 Гц) наличие, по крайней мере, двух резонансов на частотах 300±100 и 800± 150 Гц. Отметим, что верх няя из этих частот, по-видимому, соответствует главной частоте собст венных колебаний черепа человека, что хорошо согласуется с экспери ментальными данными, полученными при вибронагружении головы био манекена [7]. Существенно, что в наших экспериментах по ударному нагружению пустого изолированного черепа соответствующая частота значимо выше и составляет около 1050± 150 Гц, что также соответствует литературным данным для головы биоманекена с удаленным мозговым веществом. Расчетная частота основного тона предложенной ранее физи ческой модели черепа в виде купола с плоским основанием составляет около 1100 и 850 Гц для пустой и заполненной оболочки соответственно [2], что хорошо согласуется с данными экспериментов настоящего этапа работы. (Соответствующая физическая модель, предназначенная для ис пытаний средств защиты головы от удара, в настоящее время находится в стадии изготовления и испытаний.)
Несколько сложнее обстоит дело с третьей резонансной частотой, об наруженной при всех экспериментах височной локализации и составляю щей для заполненного черепа 1200± 200 Гц. Дело в том, что значимый резонанс в этой области экспериментальных кривых, полученных при ударах лобной и затылочной локализации, обнаруживается лишь при мерно в половине случаев. При этом, если колебания двух нижних час тот легко обнаруживаются даже при качественном рассмотрении осцнлограмм ускорения на основании в период последействия (когда колеба ния на своде становятся пренебрежимо малыми), то для третьей частоты этого сделать не удается. Причины такого эффекта пока не ясны и, хотя можно ожидать, что влияние собственных колебаний с полупериодом, на порядок меньшим длительности возбуждающего ударного импульса, вряд ли окажется существенным; целесообразно, по-видимому, преду смотреть возможность использования трехэлементной модели изучае мого явления.
Ряд эффектов, связанных с трансформацией ударного импульса в системе свод—-основание может быть выявлен уже и на максимально упрощенной чисто упругой двухэлементной модели. Можно показать, что решения уравнений такой модели качественно достаточно правильно описывают характер зависимости ускорения центральной точки основа ния черепа от времени при значениях главных частот свободных колеба ний модели, соответствующих двум нижним резонансным частотам, по лученным в наших экспериментах. При этом, хотя экстремальные рас четные значения ускорения, не учитывающие влияния вязкости и возможного влияния третьего элемента, естественно, намного превышают реальные значения, распределение расчетных экстремумов по времени
ii соотношения амплитуд последовательных экстремумов в период нену левого внешнего воздействия и в ближайшем последействии удовлетво рительно соответствуют экспериментальным данным.
Введя относительное ускорение центральной точки основания черепа в системе координат свода, можно показать, что при ударах лобной и за тылочной локализации первый (а с учетом затухания — максимальный по модулю) экстремум этой величины должен практически совпасть по времени с максимумом ускорения на своде черепа, что также соответст вует экспериментальным наблюдениям. Приближенное значение посто янной времени затухания для обеих резонансных частот может быть оце нено непосредственно по экспериментальным осциллограммам и состав ляет в обоих случаях около (3,5—5,0) • 10_3 с, и, хотя влияние ненулевой вязкости на временное распределение экстремумов ускорения на основа нии, по-видимому, невелико, обусловленное затуханием расхождение между модельными и экспериментальными амплитудами ускорения весьма значимо и возрастает с увеличением времени.
Можно ожидать, что правильный выбор параметров уравнений трех
элементной упруговязкой модели вида: |
|
|
Ш.\У\=^2 {У2 ~У\) "Ь ^2 {У2 Уl) +Vl(p —У\) +kl{y — yi)\ |
(2) |
|
"72^2= V2 (i/l —1/2) +Ь2{У\— У2) +Тз((/з—y\) + £ 3 (Уз—у2) ', |
(3) |
|
тэУз= чз(У2 -уз) + Ы у 2- у г), |
|
(4) |
где rhi — масса, кг; гд — смещение, м; |
— упругость, Н/м; vr — вяз |
|
кость, кг/с, элементов модели (i= 1,2,3), |
позволит обеспечить удовлет |
ворительную аппроксимацию экспериментальных данных по реакции основания черепа на ударное нагружение свода.
Уравнения (2) —(4) были реализованы на комплексе ЭВМ МПТ-9 — «Днепр», и предварительные результаты модельных «экспериментов» качественно подтверждают такое предположение. Подобная модель мо жет быть использована для предварительной расчетной оценки различ ных средств защиты головы от удара и, по-видимому, позволит несколько уточнить наши представления о биомеханике черепно-мозговой травмы.
Авторы благодарят Б. А. Рабиновича и В. И. Харченко за ценное об суждение, а также Г К- Деримарко за помощь при реализации модели на аналого-цифровом вычислительном комплексе.
СП И С О К Л И Т Е Р А Т У Р Ы
1.Барер А. С., Конахевич Ю. Г., Шолпо Л. Н., Петлюк В. X., Угланова Н. А. Д е
формации черепа человека при ударе: экспериментальное изучение и некоторые проб лемы моделирования. 1. Методика изучения биомеханики черепа человека при ударе. —
Механика композитных материалов, 1980, № 2. с. 319—324.
2. Повицкий А. С., Рабинович Б. А., Тардов В. М., Чернейкин В. А., Шолпо Л. Н.
Купол с плоским основанием как модель черепа человека при ударных воздействиях. —
Биофизика, 1974, т. 19, с. 1087— 1091.
3. Чернейкин В. А., Шолпо Л. Н. Дальнейшее изучение модели черепа человека
пвиде купола с плоским основанием. — Биофизика, 1976, т. 21, с. 376—381.
4.Рабинович Б. А., Шолпо Л. Н„ Щербакова Е. Я■Зависимость характера черепно
мозговой травмы от условий ударного воздействия. — Косм, биология и медицина, 1971,
№5, с. 62—66.
5.Конахевич 10. Г., Шолпо Л. Н. О зависимости состояния сознания при черепно
мозговой травме от параметров удара. — Вопр. нейрохирургии, 1978, № 2, с. 32 36. 6. Громов А. Л., Салтыкова 6. С., Болонкин Г. С., Пырлина Н. П. Значение костно черепной деформации от условий ударного воздействия. — В кн.: Биомеханика. Рига,
1975, с. 5—9. |
, |
. |
, . |
, |
7. Gurdjian Е. S„ Hodgson |
К R.. Tomas L. М. Studies on mechanical impedance |
|||
of the human skull: Preliminary |
report. — J. Biomech., 1970, vol. 3, |
N 3, |
p. 239 |
24 . |
Поступило в редакцию 28.05.79
М о с к в а
МЕХАНИКА КОМПОЗИТНЫХ МАТЕРИАЛОВ, 1980, № 3, с. 530—537
УДК 611.71:541.68
Г. П. Ступаков, А. И. Воложин, В. В. Засыпкин, С. М. Ремизов
ИЗМЕНЕНИЕ БИОМЕХАНИЧЕСКИХ СВОЙСТВ КОСТИ КРЫС В РЕЗУЛЬТАТЕ 19-СУТОЧНОГО КОСМИЧЕСКОГО ПОЛЕТА НА ИСКУССТВЕННОМ СПУТНИКЕ ЗЕМЛИ «КОСМОС-936»*
Актуальность проблемы влияния длительной невесомости на костную систему обусловлена возможностью снижения прочностных характерис тик костей. Данные литературы по этому вопросу оонованы на наземных экспериментах, в которых тем или иным способом моделировалось влия ние невесомости на скелет [1, 2]. Изменения его свойств под воздействием невесомости изучены недостаточно. Можно лишь считать установленным, что в результате длительного космического полета у человека развива ется отрицательный баланс минеральных солей и возникает остеопороз пяточной кости [3, 4]. Остеопороз трубчатых костей был выявлен у крыс в эксперименте на биоспутнике [5]. При исследовании аутопсийного матери ала со станции «Салют-1» в костях космонавтов не обнаружено измене ний массового соотношения минерального и органического компонентов, а также микротвердости костной ткани [6]. Изучения степени порозностн кости, прочностных характеристик ее как конструкции, а также биофи зических свойств костной ткани биологических объектов после воздейст вия на них длительной невесомости не проводилось.
Целью настоящей работы было исследование направленности изме нений биофизических и механических свойств опорного скелета крыс под влиянием факторов космического полета на искусственном спутнике Земли (ИСЗ) «Космос-936».
Эксперименты проведены на крысах линии SPF с исходной массой 206± 7 г. Спустя 4 сут после запуска ИСЗ в наземных условиях был начат «синхронный» эксперимент с содержанием животных в макете спутника, где имитировались условия окружающей среды — такие же, как в космическом полете. Контрольные крысы находились в ви варии. За 18—23 сут до начала полета животным опытной («полетной») группы, группы «синхронного эксперимента» («синхронной») и части контрольных животных в перед нюю брюшную стенку имплантировали костные матриксы от других крыс той же липни. Забой животных «синхронной» группы производили через 4 сут, а контрольной группы интактных крыс и с имплантированными костными матриксами — через 7 сут после забоя крыс опытной группы. Дополнительный забой контрольных животных произведен через 32 сут. В «полетной» группе имелся перелом одной бедренной кости, возникший, вероятно, вследствие воздействия ударной перегрузки при приземлении спускаемого аппарата.
После забоя у крыс выделяли и скелетировалн левые бедренные и большеберцовые кости, которые хранили на холоде в 0,5% нейтральном формалине. Не позднее чем через 5 сут после выделения костей производили их прочностные испытания на стандартной машине «Инстрон 1122». Целые бедренные и большеберцовые кости испытывали на статический изгиб, отделенные головки бедренных костей — на сжатие.
Испытания на изгиб производили при размещении костей на опоры с расстоянием между ними 15 мм. Нагружение головок осуществляли с помощью пенетратора цилин дрической формы и площадью поперечного сечения 1 мм2. Скорость перемещения актив ной головки машины в испытаниях на изгиб была 20 мм/мин, на сжатие — 1 мм/мнп.
Доклад, представленный на II Всесоюзную конференцию по проблемам биомеха ники (Рига, апрель 1979 г.).
Определяли прочностные и упругие свойства кости. Удельную энерпию рассчитывали с допущением, предложенным в работе [7].
Микротвердость костного вещества кортикального слоя диафиза бедра определяли на обезжиренных и высушенных при t 20—22° С поперечных отполированных шлифах, залитых в пластмассу протакрил [8].
В каждом образце исследовали три зоны — вблизи периоста (30—50 мкм от него),
вблизи эндоста (30—50 мкм от него) |
и в промежуточной (интермедиарной) зоне. В каж |
дой зоне наносили по 20 отпечатков |
алмазной пирамидкой индентора прибора ПМТ-3 |
под нагрузкой 20 гс. Количество отпечатков, необходимых для обеспечения репрезента тивности исследования, находили экспериментально при заданной вероятности 95% (средняя ошибка измерения не более 3%).
Динамику биомассы костей в течение эксперимента оценивали по показателям их массы, объема и поперечных размеров. Объем определяли на основании закона Архи меда путем взвешивания кости в воздухе и воде. Ошибка отсчета показателей при взве шивании была менее 1%.
Остеометрию костей производили в средней части по их рентгенограммам с по мощью микроскопа МБС-2, снабженного окуляр-микрометром, с точностью ±0,025 мм. Рентгенографию производили на пленке «Миират-200». Измеряли толщину кортикаль ного слоя, ширину кости и костномозгового канала.
Количественную оценку порозности кости производили путем определения ее плот ности (г/см3) и объемного содержания минерального компонента (минеральная насы щенность, г/см3). Проводили также оценку степени минерализации органического ком понента путем определения отношения массы минералов к массе сухого обезжиренного фрагмента кости (зольность, %)•
Плотность, минеральную насыщенность и зольность определяли в сухом обезжи ренном дистальном эпифизе, головке и фрагменте кортикального слоя диафиза бедрен ной кости по методике, описанной ранее [1].
Морфометрические исследования проводили по гистологическим препаратам, выпол ненным по общепринятой методике, из фрагмента диафиза средней части бедренной кости. Поперечные срезы толщиной 8— 10 мкм окрашивали гематоксилин-эозином. Мор фометрию проводили с помощью сетки [9], закрепленной в окуляре (увеличение 7Х ) микроскопа. По числу точек на сетке определяли площадь сосудистых каналов. При им
мерсионном объективе (90X ) одна точка на сетке соответствует площади 10,24 мкм2. Для калибрования сетки использовали объект-микрометр. Морфометрию препарата про
водили трижды. Все измеренные сосудистые каналы были ранжированы |
по |
размерам: |
до 51, 105, 154, 205, 256, 307, 410 и до 614 мкм2. Результаты выражали |
в |
процентах |
к числу всех сосчитанных на препарате каналов. |
|
|
Математическую обработку полученных данных проводили методами |
вариацион |
|
ной статистики. |
|
|
Имплантация контрольным крысам костного матрикса не повлияла на изучаемые свойства скелета, в связи с чем содержавшиеся в виварии животные были объединены в одну общую контрольную группу из 10 крыс (К-1). В группе более старших контрольных животных (К-2) биофизи ческие и механические свойства костей существенно отличались от пока зателей группы К-1. т. е. они зависели от возраста животных. Следова тельно, прямое сопоставление показателей животных «полетной» и «син хронной» групп с контрольной искажало бы различия между ними, так как крысы этих групп были забиты в разные сроки. Поэтому для вели чин, зависящих от возраста крыс, был введен так называемый «экстра полированный контроль» (ЭК). определяемый путем экстраполяции каждого показателя (как функции времени) в группах К-1 и К-2 соот ветственно срокам забоя животных опытных групп. При этом допускался линейный характер зависимости между изменением свойств кости и воз
растом крыс в течение 25 суток.
В условиях космического полета прирост массы тела крыс был меньше, чем в контроле (табл. 1). Прирост массы большеберцовой кости крыс отставал от уровня контроля примерно в той же степени, что и