1153
.pdfмикротвердости осуществляли на приборе ПМТ-3. Величина нагрузки соответствовала 50 гс, время поворота рукоятки арретира — 15 с, длительность выдержки под на грузкой 5—7 с.
Лиофилизация была осуществлена в Лаборатории консервации тканей ЦИТО им. Н. Н. Приорова* по методике [6]. Последующая регидратация проведена в дистилли
рованной воде, растворе Рингера, а также в растворах 30° этилового спирта и 10% фор малина в течение трех недель при комнатной температуре, огцсж и HVn лиофнлизированных образцов определяли через неделю после лиофилизации. Изучение прочности регндратированных образцов было выполнено к концу первой, а микротвердости — к концу первой, второй и третьей недель с момента начала регидратации. Изменение механиче ских параметров в результате лиофилизации и регидратации установлено путем сравне ния с аналогичными характеристиками образцов нативной кости.
Проведенные исследования позволили установить, что прочность нативных образцов составляет 1860±98 кгс/см2, величина микротвердости лежит в пределах 42,92± ±0,67 кгс/мм2. Лиофилизация вызывает значительные изменения механических свойств образцов. Так, Оцсж увеличивается в 1,70, a HVn в 2,34 раза и составляют соответст венно 3161 ±357 кгс/см2 и 100,30± 2,01 кгс/мм2.
Наряду с изменением указанных параметров выявлено уменьшение линейных раз меров образцов после лиофилизации. Относительная деформация в радиальном направ
лении составила бр= (3,09±0,42) %, в продольном направлении бПр = (0,67± 0,13) %, от носительное изменение объема образца равно ДК = (6,99±0,04) %.
При изучении лиофилизированных образцов наблюдалось повышенное рассеяние экспериментальных данных по сравнению с исходными величинами. Вычисленные ко
эффициенты |
вариации средних значений прочности Va = 4,52 % и микротвердостн |
VHV = 0,84% |
выше исходных параметров (Ка= 2,05%, К яу=0,65% ). |
В процессе регидратацин по истечении первой недели пребывания образцов в каж дом из указанных растворов отмечено восстановление линейных размеров до первона чальных значений. Однако на поверхности всех образцов были обнаружены продольные
трещины, что и привело к |
резкому снижению прочности |
при испытании на сжатие. |
В связи с этим определений |
Стцсж в конце второй и третьей |
недель не проводили. |
При измерении микротвердости в различные сроки регидратацин установлено сни жение данного показателя до исходного уровня при использовании 10% формалина и
дистиллированной воды уже через семь дней и сохранение HVn на таком уровне в после дующие периоды обработки. В случае применения раствора Рингера и 30° этилового
спирта микротвердость была на |
14— 15% |
выше исходных значений в течение всех трех |
||
недель. Указанные изменения Оцсж и НУц отражены в таблице. |
|
|||
Изменение Оцсж и HVn компактного вещества кости в различные сроки |
регидратации |
|||
|
°114сж 1° 110сж* |
HVu . JHVUo • |
||
|
|
|
||
Среда |
|
Длительность |
регидратацин, нед. |
|
|
1-я |
1-я |
2-я |
З-я |
Дистиллированная вода |
0,56 |
0,997 |
1,000 |
1,000 |
Раствор Рингера |
0,70 |
1,150 |
1,150 |
1,140 |
30° этиловый спирт |
0,82 |
1,140 |
1,150 |
1,140 |
10% формалин |
0,65 |
0,999 |
0,998 |
1,004 |
* Отношение определяемых показателей после регидратации к соответствующим параметрам нативной кости.
Отклонения механических параметров от первоначальных значений, обусловленные лиофилизацией, вызваны, очевидно, уменьшением влагосодержания образцов. Как из вестно, содержание воды в компактном веществе составляет 21,2 ± 0,6 % для бедренной
кости человека и 20,4±0,4% для аналогичной кости быка [7]. По данным Международ ной комиссии по радиологической защите [8] эта величина для людей в возрасте
* Авторы выражают благодарность за оказанную помощь Е. И. Саутнну.
20—70 лет находится в пределах 22 + 0,89%, а для возрастной группы 2— 19 лет равна 15,4±2,2%- За время лиофилизации кость теряет в массе 15— 17% [9], при этом вели чина остаточной влажности колеблется от 1 до 5% [1, 3, 9]. Таким образом, влагосодержание лиофилизированных образцов снижается в среднем на 86%. Ранее в ряде работ [10— 12] уже указывалось на возможность повышения прочности образцов кости в про
цессе высушивания. Характер возникавших изменений оценивали при изучении парамет ров образцов, высушенных на воздухе. При этом определяли пределы прочности при растяжении, сжатии, срезе, а также твердость по Роквеллу. Полученные в настоящем исследовании результаты коррелируют с литературными данными. Более значительные изменения параметров связаны с большим снижением влагосодержания.
Из литературы известно, что дегидратация коллагена приводит к уменьшению его суммарного объема и возникновению значительных усадочных напряжений. Механиче ская прочность коллагена после высушивания сильно возрастает [13]. Это может быть одной из причин наблюдаемого изменения линейных размеров образцов кости в про цессе их лиофилизации. При этом заслуживает внимания тот факт, что зарегистриро ванная после лиофилизации деформация близка к предельным деформациям нативных образцов при разрушении. Последнее позволяет высказать предположение, что в про цессе лиофилизации вследствие значительного снижения влагосодержания в образцах кости возникают значительные усадочные напряжения, приводящие к изменению линей ных размеров и, как следствие, к возможному зарождению трещин в некоторых образ цах. Если в процессе лиофилизации возникающие деформации носят характер сжатия, то последующая регидратация приводит к появлению деформаций растяжения. По скольку образцы возвращаются к первоначальным размерам, то величина возникающих деформаций растяжения равна по абсолютной величине предшествующей усадке. Учи тывая, что деформационные способности кости при растяжении [14] несколько меньше, чем при сжатии [15], а также принимая во внимание возможность раскрытия уже имев шихся в некоторых образцах первичных трещин, можно предположить, что эти факторы являются возможными причинами трещинообразования в результате регидратации. В то же время определенное значение может иметь фактор неравномерного проникновения растворов в толщу костных образцов при регндратацни, что вызывает неравномерность распределения напряжений по их длине и сечению.
Указанные проблемы требуют дальнейшего изучения. Возможность разрушения лмофнлизнрованных образцов при их регидратации необходимо учитывать в практике.
СП И С О К Л И Т Е Р А Т У Р Ы
1.Клен Р. Заготовка и консервирование тканей. Прага, 1962. 316 с.
2. Коваленко П. П., Козлов В. В. Опыт охлаждения, замораживания и лнофнлнлп-
ции тканей. — II Всесоюзн. конф. по проблеме тканевой несовместимости, консервацш; и трансплантации тканей и органов. Одесса, 1961, с. 63—64.
'3. Панова М. И. Методы консервации гомотканей для целей клинического ис
пользования. — Метод, материал семинара по |
консервации и трансплантации гомо- |
|
и гетеротканей. М., 1961, с. 4—9. |
|
сублимационного высушивания |
4. Панова М. И. Консервация гомокости методом |
||
и результаты ее применения в клинике. — II Всесоюзн. конф. по проблеме тканевом |
||
несовместимости, консервации и трансплантации |
тканей |
и органов. Одесса, 1961, с. 8! |
5. Виноградова Т. П. К морфологическому исследованию тканей, консервирован ных глубоким замораживанием. — Метод, материал семинара по консервации и транс плантации гомо- и гетеротканей. М., 1961, с. 15—20.
6. Саутин Е. Н. Гомотрансплантация лиофилизированной кости, стерилизованном
гамма-лучами. Дис. на соиск. учен. степ. канд. мед. наук. [Рукопись.] М., 1965. 129 л.
. 7. Шумада И. В., Кривенко В. М., Перфилова Т. Н„ Белецкий Н. И. Влияние срока консервирования на прочность бедренной кости. — Ортопедия, травматология и проте
зирование* 1970, |
9, с. 18—20. |
„ 8. Человек. Медико-биологические данные. Докл. рабочей группы ком. II МКРЗ
по условному человеку. М., 1977. 496 с.
9. Merieux С., Stagnara Р. La Bangue d’os animal. — In: Traite de l y o p h i l i s a l i o n . Paris, 1960, c. 337—352.
10. Evans F. G. Factors affecting the mechanical properties of bone. — Bull. N. Y.
Acad. Med., 1973, vol. 49, N 9, p. 751—764.
11. Dempster W. T., Liddicoat R. T. Compact bone as a non-isotropic material. -
Amer. J. Anat., 1952, vol. 91, N 3, p. 331—362.
12. |
Evans |
F. G., |
Lebow |
M. Regional differences in some |
of the physical properties |
|
of the |
human |
femur. |
— J. Appl. Physiology, 1951, vol. 3, N 7, p. 563—572. |
М |
||
13. |
Михайлов A. |
H. Коллаген кожного покрова и основы его переработки |
||||
1971.528 с. |
|
|
. |
|
’ |
|
14. |
Кнетс И. В., Саулгозис Ю. Ж.-, Янсон X. А. Деформативность и прочность |
|||||
компактной костной |
ткани |
при растяжении. — Механика |
полимеров, 1974 N° |
3 |
||
с.501—506.
15.Утенькин А. А., Свешникова А. А. Биомеханические овойства компактного ве щества кости. Арх. анатомии, гистологии и эмбриологии, 1971, № 10, с. 45—50.
Поступило в редакцию 07.05.79
М ехан и ка композит ных мат ериалов,
1980, № 1, с. 158-161
УДК 611
Е. В. Смурова, С. П. Новикова, М. С. Бердичевский, Л. А. Роева
ИССЛЕДОВАНИЕ УСТРОЙСТВА ДЛЯ ОПРЕДЕЛЕНИЯ ТРОМБОРЕЗИСТЕНТНЫХ СВОЙСТВ ПОЛИМЕРНЫХ ТРУБЧАТЫХ ИЗДЕЛИЙ В РЕАЛЬНЫХ УСЛОВИЯХ КРОВОТОКА ex vivo*
Современная хирургия сердца и кровеносных сосудов испытывает острую необходи мость в материалах различного состава и назначения, обладающих одним общим свойст вом — тромборезистентностыо поверхности, контактирующей с кровью. Важнейшим этапом в разработке таких материалов является исследование и оценка их тромбогенных свойств. Роль этого этапа особенно важна при учете того обстоятельства, что пока неиз вестны теоретические принципы создания тромборезистентных материалов, а эмпириче ский подход при решении этой проблемы неизбежно сопровождается большим количест вом разрабатываемых промежуточных образцов, которые необходимо исследовать на контакт с кровью. Известные методы таких исследований in vitro и in vivo не позволяют изучать н оценивать в короткие сроки большие серии исследуемых материалов [1—4].
С этой целью нами разработано и опробовано в экспериментах на животных уст ройство для исследования степени тромбогенностп полимерных материалов. Основную часть устройства составляют входная и выходная стеклянные гребенки, между кото рыми помещаются испытываемые материалы в виде трубок с внутренним диаметром от 2 до 6 мм (рис. 1). Принципиальная схема устройства состоит в том, что трубки из ис
следуемых материалов герметично соединяются с отверстиями входной и выходной гре бенок таким образом, чтобы места соединения не нарушали потока крови. В условиях острого эксперимента устройство подключается непосредственно к животному по типу артерио-венозного шунта; исследование проводится на нативной крови без добавления антикоагулянтов. Для исключения контакта крови с воздухом на межфазной
поверхности кровь—воздух устройство перед включе нием в кровоток заполняется физиологическим раство ром, который затем вытесняется потоком крови.
Предполагая, что положение отводов в уст ройстве даже симметричной конструкции может заметно и в разной степени влиять на динамику потока и соот ветственно на результаты исследования тромборезистентности материалов, мы изучили особенности течения по тока в каждом отводе входной части устройства. Для этой цели был использован поляризационно-оптический метод исследования движения оптически активной жидкости, позволяющий проводить качественную оценку структуры потока в исследуемых моделях. Исследование
использовали полиэтиленовые трубки с внутренним диаметром 0,3 см и длиной 7 см. Результаты испытаний, выраженные отношением числа катетеров, оставшихся свобод ными от тромбов, к числу затромбированных катетеров, приведены, в таблице.
Анализ экспериментальных данных таблицы показывает, что в условиях реального кровотока рабочих устройств испытываемые материалы следует сравнивать в пределах определенных групп. Так, для устройства с шестью отводами это группы 2 и 5; 3, 4 и 6; 1. В устройстве с десятью отводами это — 3, 9, 10 и 7; 1, 2, 5 и 8; 4 и 6.
Некоторое различие в результатах, полученных на плоских моделях с оптически активной жидкостью и в рабочих устройствах в условиях реального кровотока, можно объяснить как индивидуальными особенностями конструкций устройства, так и зависи мостью тромбообразовання на поверхности образцов от многих трудноучитываемых фак торов в условиях организма. Исследования в эксперименте подтвердили практическую ценность устройств, позволяющих одновременно и быстро испытывать в условиях одного организма до 20 образцов испытываемых материалов.
Таким образом, разработанное устройство дает возможность проводить экспрессметодом первичную оценку тромборезистентных свойств большого количества испыты,- ваемых материалов в виде трубок различного диаметра.
СП И С О К Л И Т Е Р А Т У Р Ы
1.Ward R. A., Farell Р. С. Biocompatibility review of the importance of negative
surface charge to implant thromboresistance. — Austr. Chem. eng., 1975, vol. 16, N 3, p. 3.
2.Доброва H. Б., Дрогайцед А. Д., Зубков E. В., Смурова E. В., Новикова С. П., Боровкова H. К- Об исследовании тромбогенных свойств полимерных материалов. — Экспер. хирургия и анестезиология, 1974, № 2, с. 54.
3.Schultz J. S., Goddard J. D., Ciarkowski A., Renner J. A., Lindenauer S. M. An ex
vivo method for the evaluation of biomaterials in |
contact with |
blood. — Ann. N. Y. |
|
Acad. Sci., 1977, vol. 283, p. 494. |
|
evaluation of prostheric |
|
4. Harker L. A., Hauson S. R., Hoffman A. S. Platelet kinetic |
|||
material in vivo. — Ann. N. Y. Acad. Sci., 1977, vol. 283, p. 317. |
|
|
|
Институт сердечно-сосудистой хирургии им. А. Н. Бакулева |
Поступило в редакцию 10.05.79 |
||
АМН СССР, Москва |
М ехан и ка |
композит ны х |
материалов, |
|
|||
|
|
1980, № |
1, с. 161-164 |
У Д К 678:539.376
А. А. Малмейстер, Ю. О. Янсон
НЕИЗОТЕРМИЧЕСКОЕ ДЕФОРМИРОВАНИЕ ФИЗИЧЕСКИ НЕЛИНЕЙНОГО МАТЕРИАЛА (ПОЛИКАРБОНАТА)
ПРИ СЛОЖНОМ НАПРЯЖЕННОМ с о с т о я н и и
2*. К О Н Т Р О Л Ь Н Ы Е О П Ы Т Ы
Результаты основных опытов [1] на 5-ч. ползучесть, проведенных на одноосное рас тяжение и простой сдвиг при разных стационарных уровнях температуры, позволили определить параметры физически нелинейной.модели материала в виде:
8ij(t) |
Oii |
t |
t |
|
(* |
f |
(1) |
||
Eij(0 = -------— + ------6 ,j+ |
K i(t—s)sij(s)d s+ |
1 K3( t - s ) s i}(s)skl(s)shi(s)ds. |
||
2G |
Д |
J |
J |
|
|
|
о |
о |
|
Однако всесторонняя проверка модели материала должна включать целую систему контрольных экспериментов, т. е. проверку возможности описания режимов деформиро вания и изменения температур, не использованных при определении параметров мате риала. Такая система контрольных опытов предложена в [2] для проверки применимости температурно-временной аналогии (ТВА) и напряженно-временной аналогии. Влияние физической нелинейности, связи eij(f) ~Oij, начинает проявляться особенно заметно при сложном напряженном состоянии. Учитывая условия нагружения (режим ползучести),
' Сообщение 1 см, [1].
когда одновременно действуют напряжения Оц и о 12, имеем Si,-s/,iSfti = s I-j | A s , 12+ 2si22
п выражение ( 1) преобразуем в виде: |
|
|
|
||
з ij |
о ц |
|
|
|^~ s n2+ 2si22 j F3(l), |
|
■ii (0 = ------- 1-------• 6 j j + s uFi(l) +Sij |
|||||
2G |
К |
|
|
|
|
|
5 |
tar\ |
^ |
|
|
Л(0-4,<211— exp^ |
’ In aTl = Ci{T—T0)-, |
||||
Tii |
/ |
||||
1= 1 |
|
|
|
||
|
5 |
taxз |
\ |
|
|
F3(t)= A 3i ^ |
1 -e x p ^ |
In aT3= c3{T—T0). |
|||
T3i |
/ |
||||
t = i |
|
||||
|
|
|
|||
(2)
(3)
В [1] приведены численные значения всех параметров Лц, Л3,-, тн, т3,-, си с3, G, К, где /=1, 2 , . . . , 5 и показано хорошее соответствие модели исходным экспериментам.
Первый контрольный опыт проводилипри совместном растяжении и вручении об разца с постоянной интенсивностью напряжений а* = 300 кгс/см2 и при четырех уровнях
температур — 20, 40, 60 и 80° С. Продолжительность испытаний — 5 ч. Кривые дефор мирования показаны на рис. 1. Качество произведенной аппроксимации эксперименталь ных данных численно удобно характеризовать величиной средней квадратичной относи тельной ошибки в виде [3].
I |
|
т |
‘ ( 0 - е*в(0 |
г(е) = |
|
|
|
Ш |
- |
• 100% . |
|
У |
вгЭ(0 |
В данном опыте г(е) =4,5% для всего семейства кривых.
Второй контрольный опыт проводили при таком же нагружении образца, как и в
первом опыте, но температура Г возрастала с |
постоянной скоростью от 20 до 80° С: |
T=T0+ v Tt, где Уг=12°С/ч; Го=20°С. В этом |
случае временные зависимости Fi(t) и |
F3(t) имеют вид: |
|
5 |
|
F i(t)= A U'
i
5
F3(t)= A 3i
i
1 —e x p j ----------------- |
(ec> V —1) |
L |
сIUTTH |
1 —exp L----------------- |
c3vTx3i ( e ' s V - l ) J |
Рис. 1. Puc. 2.
Рис. |
1. Кривые ползучести поликарбоната при сложном напряженном состоянии: а — деформации |
||||
сдвига; |
б |
— деформации |
растяжения. ац=212 кгс/см2; 0Г|г=122 |
кгс/см2. 7’=20(/); 40(2); 60(3); |
|
|
|
|
80° С (4). --------- |
расчет по соотношениям (2) и (3); |
точки — эксперимент. |
Рис. |
2. |
Кривые ползучести |
поликарбоната при изменяющейся температуре с постоянной скоростью. |
||
|
|
1 |
— EH, 2 — Eii. |
-----------расчет по соотношениям (2) и |
(4); точки — эксперимент. |
2. Уржумцев Ю. С., Максимов Р. Д. Прогностика деформатнвностн полимерных ма
териалов. Рига, 1975. 416 с.
3. Крегерс А. Ф., Вилкс У. К. Аппроксимация семейств кривых физически нелиней
ной ползучести полимерных материалов |
на ЭВМ. — Механика |
полимеров, |
1976. |
№ 2 |
с. 220—229. |
|
|
|
|
Институт механики полимеров |
Поступило в редакцию |
01.10.79 |
||
АН Латвийской ССР, Рига |
Механика |
композитных |
материалов. |
|
|
||||
|
|
1980, № |
1, с. 164—167 |
|
УДК 620.172.2.087
П. Н. Якушев
ЭЛЕКТРООПТИЧЕСКАЯ СХЕМА ДОППЛЕРОВСКОГО ИЗМЕРИТЕЛЯ СКОРОСТИ ПОЛЗУЧЕСТИ
Допплеровский измеритель скорости ползучести (ДЙСП) представляет собой интер ферометрическую приставку для определения деформации и скорости деформации мате риалов с помощью эффекта Допплера к обычным установкам для изучения ползучести материалов, работающим в режимах одноосного сжатия или растяжения [1]. Изучение ползучести материалов включает получение тем или иным способом кривых ползучести. В ряде случаев требуется точное измерение скорости ползучести в каждой точке кривой. Использование ДИСП позволило расширить в этом направлении возможности тради ционной методики.
В [1] представлена установка для испытания образцов на сжатие. Совершенствова ние оптической и электрической частей ДИСП привело к качественному улучшению ос новных параметров установки, что позволяет автоматизировать построение кривых пол зучести. По-прежнему основной составной частью ДИСП является интерферометр Майкельсоиа (рис. 1), в котором источником когерентного излучения служит лазер 5. Зеркало 8 интерферометра жестко связано с подвижным захватом образца. При дефор мации образца зеркало 8 движется, а отраженный от него лазерный луч b претерпевает
допплеровский сдвиг частоты. В результате взаимодействия лучей Ь и опорного луча с на выходе интерферометра образуется световой поток Фи, интенсивность которого пе риодически изменяется с частотой «биений» v. Интенсивность светового потока Фп пре образуется в электрический сигнал частоты V, который и обрабатывается в электриче ской схеме ДИСП. Величины скорости деформации ё и абсолютной деформации е опре
деляются по формулам |
|
e = X/2v; |
e=X/2N, |
где X — длина волны излучателя (лазера) |
в интерферометре; N — число колебаний |
частоты v. За «цену деления» S интерферометрической шкалы деформации принимается
половина полного колебания электрического сигнала. Если |
Я =0,63-10_6 м, то |
при |
N=1/2 5=Х /4 = 0,15 • 10_6 м. С такой точностью абсолютная |
деформация может |
изме |
ряться в диапазоне 0— 1 м и более [2]. В ДИСП диапазон изменения е = (0—60) • 10-3 м,
что вполне достаточно для получения относительной деформации в десятки и сотни процентов для образцов длиной 10-2 м.
Использование лазерного интерферометра в качестве датчика деформации вносит специфические трудности в процесс получения, регистрации и обработки электриче ского сигнала, пропорционального изменению интенсивности светового потока Фп. Это прежде всего нестабильность мощности излучения лазера (ОКГ) — Р0 КГ’ большое вы
ходное сопротивление фотоэлектрического преобразователя, наличие постоянной состав ляющей в выходном сигнале и его малая величина. Рассмотрим решения, примененные в схеме ДИСП, предварительно более подробно охарактеризовав перечисленные выше трудности.
1. Нестабильность мощности излучения ОКГ Предлагается использовать любой маломощный нестабилизированный ОКГ, например ЛГ-56, производство которого вы шло на массовый уровень. Большинство блоков обработки сигнала в ДИСП являются стандартными приборами. Все это, вместе взятое, позволяет достаточно легко воспроиз вести ДИСП в лабораторных условиях и упрощает его эксплуатацию. Однако мощность
