Механика композитных материалов 4 1979

Рис. 2. Скользящие спектры допплеровских частот. Слева — непрерывный локатор, справа — импульсно-когерентный; в середине — частотные метки через 400 Гц.; внизу —■ временные метки через 0,5 с.

щественно левой части грудной клетки, хотя у некоторых людей вибрации удавалось об­ наружить и с правой стороны. Сигнал допплеровской частоты с выхода фазового детек­ тора локатора подвергался спектральному анализу в полосе 0—4000 Гц. На рис. 1 при­ ведены характерные спектры сигнала. На рис. 2 в координатах частота—время показано изменение во времени (скользящие спектры) спектральной плотности, зависящее от час­ тоты импульса.

Для расшифровки полученных спектров рассмотрим вкратце вопрос об измерении вибраций методом ультразвуковой допплеровской локации.

Пусть на пути ультразвукового пучка, распространяющегося в какой-либо среде,

где u0 — амплитуда; co0 — несущая частота локатора; с — скорость звука в среде; ср0 — начальная фаза. Сигнал (1) есть не что иное, как тонально модулированное по частоте гармоническое колебание с девиацией 2Л0йо)0/с и частотой модулирующей функции <2. Индекс угловой модуляции в данном случае равен:

где X — длина ультразвуковой волны. Из теории тональной угловой модуляции1 вестно, что при больших (3, т. е. при условии

спектр колебания (1), являясь гармоническим и симметричным относительно со0» имеет число гармоник, примерно равное 2|3 (последнее тем точнее, чем больше |3), и расстояние между гармониками по частоте равно £2. Следовательно, если амплитуда вибраций объекта (стенки вены) больше длины ультразвуковой волны, то в спектре сигнала допплеровской частоты, который совпадает с правой боковой полосой спектра колебания (1), будет р гармоник на частотах Q, 2Q, 3Q и т. д. Амплитуду вибраций при этом легко найти из формулы (2):

Таким образом, спектры на рис. 1 несут информацию о важнейших параметрах виб­ раций стенки яремной вены. Частота этих вибраций порядка 235 Гц. Амплитуда, вычис­ ленная по формуле (4), равна 0,25 мм при измерении непрерывным локатором н 0,26 мм — импульсно-когерентным. При вычислениях полагали с= 1,5 • 105 см/с. Условие

(3) выполняется в обоих случаях. Из рис..2 видно, что частота и амплитуда вибраций несколько изменяются во времени. По-виднмому, это связано с различными значениями скорости кровотока или различным натяжением стенки в разные моменты кардиоцнклл.

734

Следует отметить, что приведенные оценки частоты и амплитуды вибраций получены из измерений на человеке в состоянии покоя, в вертикальном положении. Однако, как показали предварительные измерения, параметры вибраций существенно меняются в за­ висимости от нагрузки, режима дыхания и т. д. Вероятнее всего, это связано с измене­ нием режима кровотока по вене, что подтверждается следующими фактами. При физи­ ческой нагрузке частота и амплитуда вибраций увеличивались, а при задержке дыхания, наоборот, уменьшались. В первом случае скорость кровотока увеличивается, во втором же — уменьшается из-за прекращения присасывающего действия грудной клетки. Кроме того, указанные параметры вибраций несколько отличались друг от друга у раз­ ных людей. Это также может быть объяснено различием в свойствах и состоянии их ве­ нозного русла (диаметр вены, упругость стенки, скорость кровотока и т. д.). Таким об­ разом, измерение параметров высокочастотных колебаний стенки вен может быть весьма полезным для исследования свойств венозного русла человека, хотя сам механизм возникновения таких колебаний еще не выяснен окончательно.

СП И С О К Л И Т Е Р А Т У Р Ы

1.Харкевич А. А. Спектры и анализ. Изд. 3-е. М., 1957. 236 с.

УДК 611.08:620.17

И. Л. Иоффе

ВЛИЯНИЕ МЕХАНИЧЕСКИХ УСЛОВИЙ НА РЕГЕНЕРАЦИЮ «МЯГКИХ» БИОЛОГИЧЕСКИХ ТКАНЕЙ*

Одна из основных проблем хирургии — раны и их лечение — издавна привлекала внимание хирургов. Современные успехи фундаментальных наук позволили, с одной стороны, расширить круг факторов, влияющих на течение раневого процесса, а с дру­ гой — уточнить характер и сущность влияния уже известных факторов. В обзоре но­ вейшей зарубежной литературы по данной проблеме1 приводятся исследования разнооб­ разных факторов — как эндогенных (влияние конституции, возраста, белкового статуса, гормонов — инсулина, гормонов щитовидной железы, стероидных гормонов надпочеч­ ников, роль селезенки, нарушений коагуляции крови и др.), так и экзогенных (влияние витаминов, микроэлементов, вирусов и др.). Однако в этом, казалось бы, полном перечне нет механического фактора, так как исследований указанного фактора почти не прово­ дилось.

Это тем более удивительно, что хирургическую операцию принято определять как акт механического воздействия на организм с лечебной целью. Здесь необходимо точное знание характера реакции биологических тканей на такое оперативное (механическое) воздействие, знание их регенерационных способностей. К сожалению, до сих пор по этой проблеме существуют лишь отдельные эмпирические представления. Известно благопри­ ятное влияние местного механического давления (около 30 мм рт. ст.) на приживление пересаженных перфорированных лоскутов кожи. Местная эластическая компрессия при­ знается даже одним из принципов лечения язв голени2.

С точки зрения биомеханики любую хирургическую операцию можно представить состоящей из двух основных элементов — разъединения тканей и их соединения. При каждом из них проявляются своеобразные индивидуальные механические свойства каж­

дого вида живой ткани.

В Саратовском медицинском институте проведено систематическое изучение этих свойств3,4 и установлена их пираженная изменчивость (возрастная, половая, структур-

* Доклад, представленный на II Всесоюзную конференцию по проблемам биомеханики (Рига, апрель 1979 г.).

735

пая, топографическая и др.). Результаты этих исследований, практически существенные для акта разъединения биологических тканей, описаны в работе5, в настоящем же сооб­ щении представлены полученные теми же авторами данные, относящиеся главным об­ разом к акту соединения биологических тканей.

Влияние новых, созданных операцией механических условий на регенерацию биоло­ гических тканей замечено давно. Опыт учит, что сшитые края операционной раны могут срастаться по-разному. В значительной мере это зависит от характера соединения, от того, как наложены швы. Если края раны сближены недостаточно и между ними остался диастаз, заживление первичным натяжением вообще сомнительно. Если же, напротив, эти края стянуты с чрезмерным натяжением, им угрожает краевое омертвение. Опти­ мальные условия существуют где-то между этими крайними положениями.

Существенное влияние механических условий на регенерацию биологических тканей отчетливо выявилось в наших экспериментах по механическому закрытию культи бронха после удаления легкого у 10 Собак. Культю пережимали между двумя соединенными друг с другом пластинками метилметакрилата. Внутренние, обращенные друг к другу поверхности этих пластинок были предварительно срезаны косо, так что самый дисталь­ ный участок культи был сжат до предела. Далее же в проксимальном направлении сжа­ тие, благодаря скосу, постепенно уменьшалось, так что на самом проксимальном участке стенки сжатого бронха лишь соприкасались. Последующие исследования в разные сроки показали, что На самом дистальном участке, подвергавшемся максимальному сжатию, наступало омертвение, а на проксимальном соприкасавшиеся стенки культи бронха были лишь незначительно изменены. В промежутке же между крайними — дистальным

ипроксимальным — участками, в том месте, где ткани были умеренно сжаты, отмечено рубцовое сращение стенок культи бронха. Так проявилось существенное значение для регенерации биологических тканей степени их сжатия, так сказать, его «дозы».

Таким образом, практика выдвигает настоятельную необходимость определения оптимальных степеней сжатия для соединения различных биологических тканей.

Пытаясь хотя бы ориентировочно дать такое определение, мы произвели экспери­ менты на 20 беспородных взрослых собаках. Эксперименты проводились под наркозом.

У10 животных поперечным разрезом передней стенки живота на обеих его сторонах были обнажены наружная косая мышца и влагалище прямой мышцы живота. Край рассеченной наружной косой мышцы живота был пришит шелковыми швами к краю рассеченного переднего листка влагалища прямой мышцы живота. У других 10 живот­ ных край рассеченной широкой фасции бедра был пришит узловыми шелковыми швами к подлежащей мышце. В обеих сериях экспериментов мышцу пришивали к апоневрозу

снатяжением (определялось динамометром): слева — 20 гс, а справа — 1200 гс.

У19 из 20 собак раны зажили первичным натяжением. В разные сроки после опера­ ции (от 7 дней до 6 мес) собак забивали и сразу выкраивали из сшитых тканей прямо­ угольные кусочки стандартных размеров (2x2,5 см), так, чтобы рубец был посредине. Эти кусочки растягивали в направлении, перпендикулярном направлению рубца, на спе­ циальной разрывной машине РТ-250М с автоматической записью графика растяжимости

иразрывной нагрузки. Кроме того, часть каждого рубца была исследована гисто­ логически.

Обобщая данные этих механических и гистологических исследований, следует отме­ тить, что они показали прямую зависимость характера сращения живых тканей от меха­ нических условий их соединения. Лучшие результаты дало умеренное натяжение швов: рубец, соединявший ткани, был узкий, гладкий, эластичный; прочный. После же боль­ шого натяжения швов рубец был широкий, грубый, неэластичный, непрочный. Уже к концу первого месяца прочность тканей, сшитых с небольшим натяжением, была в 1,35 раза, а растяжимость — в 1,25 раза больше, чем тканей, сшитых с большим натяжением. Спустя же полгода эти показатели составили соответственно 1,2 и 1,5 раза.

Таким образом, результаты наших экспериментов позволяют считать объективно установленным влияние механических условий соединения биологических тканей па быстроту и качество их регенерации. Однако данное сообщение следует считать лишь предварительным.

Установленный нами широкий диапазон индивидуальной изменчивости механиче­ ских свойств биологических тканей позволяет предположить не менее широкую индиви­ дуальную изменчивость их регенерационной способности. В дальнейших исследованиях

736

торцом периодически совершает возвратно-поступательное движение в направлении, нормальном к поверхности обследуемого участка тела. При этом амплитуда перемеще­ ния цилиндра от некоторого фиксированного начального положения, которое регулиру­ ется, остается постоянной. Привод контактного цилиндра осуществляют электромехани­ ческой системой с асинхронным электродвигателем. Прилагаемое усилие и перемещение рабочего цилиндра измеряют и регистрируют на двухкоординатном самописце. Иссле­ дуемые области патологически измененных тканей в несколько раз превышали площадь контактной поверхности цилиндра. Глубина погружения контактного цилиндра, как пра­ вило, была мала по сравнению с толщиной слоя мягкой ткани и в зависимости от локали­ зации измерений изменялась в пределах 3—9 мм. Насколько нам известно, такой способ реологических измерений применялся только для изучения изменения давления в глаз­ ном яблоке при глаукоме1.

При нормальном состоянии тканей полученные диаграммы имели форму петли гисте­ резиса с криволинейным контуром (рис. 1—а). По оси абсцисс — перемещение контакт­ ного цилиндра 5 (мм); по оси ординат — усилие F (гс). Верхняя ветвь петли соот­ ветствует процессу нагружения, нижняя — разгрузке; нуль по оси перемещений соответствует начальному положению контактного цилиндра; горизонтальный участок диаграммы от нуля до основания петли — холостому ходу прибора: расстоянию от на­ чального положения до тела испытуемого; отрезок С — максимальной глубине погруже­ ния цилиндра в ткань; отрезок В — максимальной величине развиваемого усилия. Ранее

вработах2-4 диаграммы аналогичного вида получали на иных объектах при другом спо­ собе нагружения. В этих работах отдельные выделенные из организма органы животных подвергались растяжению.

Наши измерения, выполненные на нормальных тканях, выявили следующие общие закономерности:

1)в зависимости от места локализации измерения петля гистерезиса при цикличе­ ском нагружении хорошо воспроизводится от цикла к циклу, либо сразу с первого цикла (см. рис. 1—а), либо начиная со второго или третьего циклов (рис. 1—б).

2)вид диаграммы не зависит от скорости нагружения в диапазоне частот от од­ ного цикла в секунду до единиц циклов в минуту (на более высоких и более низких час­ тотах измерения не проводились). В работах2-4 также отмечается слабая зависимость формы подобных диаграмм от изменения скорости растяжения образцов мягкой ткани

вдиапазоне от десятых до тысячных долей мм/с;

3)при уменьшении величины максимального нагружения переход с верхней ветви диаграммы на нижнюю происходит так, как это показано на рис. 2 (участок кривой А).

Для решения вопроса о принципиальной пригодности реологического способа диаг­ ностирования была изучена статистическая точность измерений. В зависимости от лока­ лизации исследуемого участка тела среднеквадратичный разброс параметров диаграммы

у20 здоровых испытуемых составлял 10—30%; для одного испытуемого в разные дин

738

щий свойствами вязкого сопротивления движению, сила которого предполагается про­ порциональной скорости перемещения точки А на схеме рис. 4 до тех пор, пока переме­ щение этой точки меньше величины «свободного хода» — отрезок d на той же схеме. Элементы 1 и 2 соединены параллельно, элемент 3 — последовательно с двумя первыми.

Согласно этой модели мягким тканям в состоянии нормы соответствует нулевое или близкое к нулю значение «свободного хода» d. В том случае, когда d = 0, релаксацион­ ные явления отсутствуют и диаграмма нагружения имеет вид, показанный на рис. 5. Эта диаграмма определенным образом отражает реальные реологические свойства мяг­ ких тканей, о которых было сказано выше — петля гистерезиса, воспроизводимость от цикла к циклу и характер перехода с верхней ветви диаграммы на нижнюю. Однако име­ ется и некоторое отличие: диаграмма рис. 5 состоит из прямолинейных ветвей. Рас­ четы показывают, что по этому признаку сближение с реальными диаграммами происхо­ дит при переходе от модели нулевого приближения к модели первого приближения, по­ следнюю получают путем соединения конечного числа моделей нулевого приближения в пространственную сеть. На рис. 6 изображена трехмерная модель первого приближе­ ния, состоящая из 10 звеньев. Каждое звено, изображенное параллелепипедом, соответ­ ствует модели нулевого приближения с d = 0. Точки, положение которых в пространстве строго фиксировано, отмечены штриховкой. Точка А соответствует месту приложения усилий. Свойства модели первого приближения были описаны системой нелинейных ал­ гебраических уравнений. Решение системы иллюстрируется рис. 7—а. Для сравнения на рис. 7—б приведена реальная диаграмма реологических свойств мягкой ткани пред­ плечья. Как видно из рисунка 7, модель первого приближения действительно качественно описывает все основные свойства реальной мягкой ткани.

При включении звена с вязким сопротивлением модели нулевого и первого прибли­ жений приобретают релаксационные свойства, соответствующие отмеченной выше осо­ бенности поведения отечных тканей.

По поводу физиологической интерпретации этих данных можно высказать следую­ щие предварительные соображения. Вероятно,, упругость связана в основном с наличием в мягкой ткани человека специальных эластических элементов, поверхность которых под действием нагрузки деформируется. Релаксация, по всей видимости, обусловлена пере­ распределением межклеточной жидкости (в случае ее появления в ткани в аномально большом количестве) при погружении рабочего органа прибора в ткань.

Наиболее сложен вопрос о природе трения, описываемого элементом 2. По этому поводу можно лишь высказать осторожное предположение, что эффект связан главным образом с трением, возникающим при взаимном перемещении рядом расположенных элементов ткани.

740

СП И С О К Л И Т Е Р А Т У Р Ы

1.Hargens С. W., Field R. Н. Apparatus for measuring stress-strain characteristics.

US pat. office 3452589. Filed 22 IV 1966. Patented 1 VII 1969.

УДК 611.08:620.1

С.И. Митрофанова, Е. В. Белая, Л. Е. Сапунцов, Б. И. Ходоров

ОВОЗМОЖНОСТИ ИСПОЛЬЗОВАНИЯ МЕТОДА «ЭЛАСТОГРАФИИ» ДЛЯ ИССЛЕДОВАНИЯ РЕОЛОГИЧЕСКИХ СВОЙСТВ МЯГКИХ ТКАНЕЙ

ЧЕЛОВЕКА В НОРМЕ И ПРИ НЕКОТОРЫХ ВИДАХ ПАТОЛОГИИ*

Количественное изучение реологических свойств мягких тканей человека представ­ ляет большой интерес как для диагностики различных видов тканевой патологии, так и для оценки эффективности применяемого лечебного воздействия. Однако в литературе имеются лишь данные о реологических характеристиках мягких тканей человека и животных, исследованных in vitro1-4. Это, по-видимому, связано с тем, что опреде­ ление реологических свойств живых тканей в целом организме встречает много методи­ ческих трудностей. Еще больше трудностей возникает при интерпретации полученных данных.

В настоящей работе была сделана первая попытка количественного исследования реологических свойств мягких тканей человека методом эластографии5, разработанным в Институте хирургии им. А. В. Вишневского АМН СССР. Метод основан на измерении сопротивления, развиваемого мягкой тканью при надавливании на нее специального щупа на определенную глубину с постоянной скоростью. Регистрируемые при этом кри­ вые представлены на рисунках 1 и 2. Для сравнительной количественной характеристики жесткости ткани мы использовали коэффициент у=Д/С, где С — максимальная глубина надавливания щупа в исследуемую ткань, В — усилие, развиваемое для осуществления этого надавливания (см. рис. 1—б). Пользуясь этим коэффициентом, можно сравнивать

* Доклад, представленный на II Всесоюзную конференцию по проблемам биомеханики (Рига, апрель 1979 г.).

741