Ультразвуковая технология в хирургии - Николаев Г.А. Лощилов В.И.

Автор: Николаев Г.А. Лощилов В.И.

Теги: физиотерапия радиотерапия другие терапевтические средства медицина хирургия ультразвук ультразвуковая диагностика издательство медицина

Год: 1980

Похожие

Ультразвуковая диагностика. Базовый курс

Технология изготовления пьезоэлектрических преобразователей для аппаратов ультразвуковой терапии, диагностики и хирургии

Цветовая дуплексная сонография. Практическое руководство

Чжуд-ши. Канон тибетской медицины

Текст

УДК 615.837.3.03 : 617
Г. А. НИКОЛАЕВ, В. И. ЛОЩИЛОВ. Ультразвуковая техно-
логия в хирургии.—М.: Медицина, 1980, 272 с.
В книге рассматриваются научные решения технических аспек-
тов проблемы применения ультразвука для разделения, соединения
и обработки биологических тканей, используемых в клинической
практике в нашей стране и за рубежом. Достигнутые успехи в раз-
работке ультразвуковых методов н их внедрение в клиническую
практику обусловлены тесным содружеством врачей и инженеров.
Большой вклад в развитие этих медико-технических проблем ока-
зали акад. Б. В. Петровский, акад. М. В. Волков, член-корр. АМН
СССР В. И. Петров, проф. докт. мед. наук В. А. Поляков, канд. мед.
наук Г. Г. Чемянов и др.
В работе рассматриваются общие понятия об ультразвуковых
колебательных системах, генераторах н акустических узлах и инст-
рументах.
Изучаются физико-механнческне показатели костной ткани чело-
века, приведен фактический материал по определению собственных
напряжений в костях человека и животных. Приводятся методики
экспериментального н теоретического исследований.
На основе разработанных процессов предложены основы проек-
тирования специального ультразвукового оборудования. Даются ре-
комендации по выбору параметров, материалов и особенностям про-
цессов.
Монография предназначена хирургам и инженерам по ультра-
звуковому медицинскому оборудованию.
Рецензент: Г. Д. Никифоров, доктор технических наук, профес-
сор, заведующий кафедрой MATH нм. К. Э. Циолковского
50103—395
* 039(01)—80
-276—80.
4101000000
© Издательство «Медицина» Москва, 1980
ПРЕДИСЛОВИЕ
Успехи советской медицины за последнее десяти-
летие в значительной мере обязаны привлечению к ней
ряда фундаментальных наук — прикладной математи-
ки, физики, химии, электроники, развитию новых
направлений биологии, биофизики, биохимии и др., а
также 'использованию достижений технических наук.
В нашей стране в период последних двух десяти-
летий ультразвуковые колебания стали применять для
соединения и рассечения биологических тканей в хи-
рургической практике.
Достигнутые успехи в разработке ультразвуковых
методов и их внедрение в клиническую практику обу-
словлены тесным содружеством врачей и инженеров.
Большой вклад в развитие этих проблем внесли акад.
Б. В. Петровский, проф. докт. мед. наук В. А. Поляков
и доцент канд. мед. наук Г. Г. Чемянов (ЦОЛИУВ),
акад. АМН СССР М. В. Волков и проф. И. С. Шепеле-
ва (ПИТО им. Н. Н. Приорова), член-корр. АМН СССР
В. И. Петров (I МОЛМИ им. И. М. Сеченова) и др.
Клиническому внедрению способствовал серийный вы-
пуск специальных ультразвуковых хирургических ус-
тановок на Ульяновском приборостроительном за-
воде.
Созданная ультразвуковая аппаратура и ультразвуко-
вые методы обработки биологических тканей в течение
ряда лет используются в клиниках Москвы, Ленингра-
да, Ростова, Риги, Львова, Ульяновска, Челябинска,
Астрахани, а также в ГДР. ФРГ. Югославии, Испании
и других странах.
Проведенные в МВТУ им. Н. Э. Баумана экспери-
ментальные и теоретические разработки в области при-
менения технических средств в хирургии дают основа-
ния развитию нового направления, условно именуемого
«ультразвуковая хирургия».
3
В процессе 15-летней работы ученых Высшего техни-
ческого училища совместно с медиками и заводами
были подготовлены ультразвуковые генераторы с
частотой 26,6 кГц, работающие с обратной связью, а
также различные инструменты для остеосинтеза обра-
ботки костей, сверления, трепанирования, разделения
костных тканей, разработаны инструменты для рассе-
чения и соединения мягких тканей, технология исполь-
зования присадочного материала циакрина для ме-
дико-биологических целей, изучены процессы ультра-
звуковой обработки инфицированных ран.
Впервые создана ультразвуковая аппаратура для
отсечения атеросклеротических отложений в артериаль-
ных сосудах длиной до 450 мм.
Изучены физико-механические свойства костных и
мягких тканей, а также вскрыто наличие собственных
напряжений в скелете человека.
Подробно исследованы прочностные свойства соеди-
нения биологических тканей, их изменение в функции
времени, введено новое понятие механико-биологи-
ческой прочности. Показано, что техническими сред-
ствами возможно осуществление лишь временных со-
единений, безвредных для организма, обеспечивающих
достаточную прочность на время естественной регене-
рации ткани.
Определены температурные эффекты в процессе
соединения и особенно разделения костной ткани, про-
цессы затухания ультразвуковых колебаний и совмест-
но с медиками установлена их безвредность для здо-
ровья человека.
Проблемы, затронутые в настоящей монографии,
подробно рассматривались на Президиуме АН СССР,
Президиуме АМН СССР, Ученом совете Министерства
здравоохранения СССР, многочисленных научных кон-
ференциях, а также на периодических семинарах, орга-
низуемых Научно-исследовательским инстутутом на
общественных началах при МВТУ им. Баумана по при-
менению ультразвука в хирургии.
Все критические замечания с благодарностью будут
приняты авторами.
Глава 1
КРАТКИЙ ОБЗОР И СОСТОЯНИЕ ВОПРОСА
Сегодня ультразвук с успехом применяется в ряде
областей медицины и в первую очередь для лечебных
целей в терапии, в диагностике различных заболеваний,
в хирургической практике. С помощью ультразвука
стерилизуют жидкости, хирургические инструменты,
руки хирурга и операционных сестер, производят дис-
пергирование и ингаляцию. Иными словами, примене-
ние ультразвука в медицинской практике расши-
ряется.
Использование ультразвука в медицине основано
на физических явлениях, происходящих в биологичес-
ких тканях: это различное поглощение ультразвука
тканями, отличающимися внутренним строением, отра-
жение ультразвуковых колебаний при переходе сред
разной плотности, образование под действием ультра-
звука тепла в тканях, 1возбуждение в них колебаний,
развитие различных потоков биологических жидкостей
и т. д.
Под ультразвуком сегодня понимают колебания
материальной среды с частотой, превышающей
16 000 Гц. Колебательная энергия таких частот, разной
амплитуды и интенсивности и применяется сегодня в
медицине.
В диагностических исследованиях медицинская тех-
ника использует ультразвуковые колебания высоко-
частотного диапазона (до 20 МГц) небольших интен-
сивностей (0,014-0,08 Вт/см2), обеспечивающих прак-
тическое отсутствие какого-либо вредного влияния на
изучаемые объекты. С помощью направленного узкого
пучка ультразвуковых волн диагностируют многие
заболевания внутренних органов, определяют положе-
ние опухолей, местонахождение камней и инородных
тел, участок кровоизлияний мозга при повреждениях
головы, положение хрусталика и т. п.
Б
В медицинской диагностике получили распростра-
нение ультразвуковые устройства, основанные на эф-
фекте Допплера, заключающемся в сдвиге частоты при
относительном перемещении источника и приемника
звука. Такая методика позволяет следить за развитием
плода в утробе матери, определяет число зародышей,
констатирует смерть плода, дает функциональную оцен-
ку работы сердца, измеряет кровоток крупных сосудов
и отделов сердца.
В настоящее время разрабатываются устройства для
визуальных наблюдений с помощью ультразвука. Ви-
димые картины — томограммы, в отличие от рентгено-
грамм дают полную картину структуры среза ткани.
Ультразвуковая томография в результате воспроизвод-
ства объекта на экране электронно-лучевой трубки
позволяет непосредственно следить за объектом в
процессе исследования. С помощью ультразвуковой
томографии можно получить трехмерную картину, даю-
щую более объемную информацию о структуре иссле-
дуемого объекта.
С учетом безвредности и широких возможностей
ультразвуковая диагностика нашла применение там,
где рентгенологические исследования либо неэффектив-
ны, либо просто недопустимы. Сегодня круг направ-
лений применения ультразвуковой диагностики в ме-
дицине очень широк. К ним относятся общая хирургия,
онкология, травматология, нейрохирургия, офтальмо-
логия и т. д.
Не менее широко ультразвук используется в терапии
при заболеваниях различных органов организма.
В основе лечения ультразвуком лежит комплекс факто-
ров, которые вследствие теплового, механического и
химического воздействия вызывают противовоспалитель-
ные, обезболивающие и стимулирующие реакции в об-
рабатываемых тканях.
Тактика ультразвуковой терапии предусматривает
два метода: непосредственное облучение области забо-
левания и косвенное облучение. В ряде случаев для
получения наибольшего лечебного эффекта ультразву-
ковая терапия применяется в сочетании с другими
видами физиотерапии (УВЧ, ионофорез) или в комби-
нации с лекарственными веществами (фонофорез). При
ультразвуковой терапии используются ультразвуковые
колебания с частотой 800-?3000 кГц. Лечебная доза
6
определяется по величине интенсивности ультразвука,
которая не превышает 1,54-2,0 Вт/см2.
Ультразвук, применяемый в хирургии, основывается
на двух принципах.
В одном случае используется свойство ультразвуко-
вых волн при значительной интенсивности воздейство-
вать разрушающе на озвучиваемые объекты при одно-
временном проникновении в глубину живых тканей
без повреждения их. Концентрация ультразвукового
пучка интенсивностью в сотни Вт/см2 на малом участке
{доли кубического миллиметра) достигается путем фо-
кусирования колебательной энергии.
В результате клетки, оказывающиеся в зоне наи-
большей концентрации, подвергаются термическому
разрушению, <в то время как окружающие ткани оста-
ются неповрежденными.
В ряде случаев принцип фокусированного ультразвука
может оказаться незаменимым, позволяющим избежать
выполнение сложных хурургических операций.
Вместе с тем широкое применение этого метода
сдерживается отсутствием простой, надежной аппара-
туры, дающей высокую точность концентрации ультра-
звукового пучка.
В другом случае применение ультразвука основано
на принципе воздействия на объект специальным хирур-
гическим инструментом, которому сообщены колебания
низкочастотного ультразвука (22—60 кГц). При этом
форма рабочей части ультразвукового инструмента за-
висит от его назначения.
Первые попытки создания ультразвукового хирур-
гического инструмента относятся к 1944 г., когда в
Германии была предложена методика получения тон-
чайших срезов для биологических исследований лезвием
с наложенными на него ультразвуковыми колебаниями.
Клиническое применение методов хирургического
лечения с помощью ультразвуковых инструментов в
нашей стране началось после 1963 г., когда в МВТУ
им. Н. Э. Баумана совместно с учеными медицинских
организаций были начаты работы по разработке ме-
тодов ультразвуковой сварки и наплавки костных тка-
ней, а позднее — и резки биологических тканей.
Основным ‘результатом работ, выполненных за эти
годы в МВТУ им. Н. Э. Баумана и других организациях
«совместно с медицинскими учреждениями, является то,
что в экспериментальной и клинической медицине
сформировался новый раздел — ультразвуковая хи-
рургия.
На основе анализа состояния дел можно пока
условно выделить три основных направления ультра-
звуковой хирургии: сварка (соединение), наплавка
(воссоздание) и обработка биологических тканей.
С учетом развития теоретических исследований, а
также развития техники ультразвуковые методы имеют
вполне определенные перспективы для использования
их в травматологии и ортопедии, торакальной хирургии,
общей хирургии, стоматологии, гинекологии, хирургии
сосудов и др.
Основой методов ультразвуковой сварки и наплавки
костных и хрящевых тканей является то, что для фор-
мирования соединения и закрытия дефектов применя-
ется присадочный материал, состоящий из жидкого
мономер-циакрина и наполнителя на основе костной
стружки п различного рода компонентов.
Возмущающие ультразвуковые механические коле-
бания, вводимые в присадочный материал с помощью
инструмента, приводят к быстрой полимеризации моно-
мера с образованием твердого костного конгломерата,
который в процессе регенерации замещается новообра-
зованными костными клетками.
Ультразвуковая сварка и наплавка применяются в
клинической практике при переломах и наличии дефек-
тов кости.
Трудностью методов является отсутствие в стабиль-
ности получения скорости регенерации кости и реакции
растворения конгломерата. Задачи ученых направлены
на разработку новых присадочных материалов, отвеча-
ющих требованиям клиники.
Разрабатываемый новый метод ультразвуковой
сварки (соединения) мягких биологических тканей про-
ходит стадию экспериментально-клинической апробации
для соединения маточных труб и кровеносных сосудов.
Сварное соединение получается без применения при-
садочного материала на основе воздействия ультра-
звуковых механических колебаний на предварительно
сжатые кромки соединяемой биологической ткани (био-
ткани) .
В принципе лежит сложный комплекс явлений, про-
исходящих в биоткани под действием ультразвука и
вызывающих распадение и коагуляцию белкового кол-
лагена, обезвоживание и механическое перемешивание
тканевых структур. Целью сварного соединения мягких
биотканей также является создание временного соеди-
нения, обеспечивающего необходимые условия дл
последующей регенерации тканей с заменой места
сварки вновь образующимися живыми клетками.
Сущность метода ультразвуковой обработки через
жидкие растворы заключается в том, что на поверх-
ность обрабатываемой биоткани заливают раствор ле-
карственного препарата и посредством специального
ультразвукового инструмента вводят ультразвуковые
колебания. В процессе ультразвуковой обработки про-
исходит одновременно ряд процессов: осуществляется
лучшая очистка раневой поверхности, лекарственные
вещества проникают в биоткань, оказывают угнета-
ющее воздействие на микрофлору и ускорение физио-
логических процессов в ране. Новый метод нашел до-
статочно широкое клиническое применение для обра-
ботки инфицированных ран.
Методы ультразвуковой обработки костных и
хрящевых тканей режущим инструментом включают
в себя резку, сверление и трепанацию. Сущность
ультразвуковой резки состоит в том, что на режущий
инструмент, перемещающийся по поверхности ткани,
накладываются продольные колебания ультразвуковой
частоты, облегчающие и ускоряющие процесс рассе-
чения тканей. Для рассечения костных тканей рабочая
часть инструмента выполнена в виде миниатюрной
пилки. В основе процесса ультразвуковой резки кост-
ных тканей лежат явления упругопластического дефор-
мирования элемента ткани зубом насечки с последую-
щйм скалыванием этого элемента. Хрящевая ткань за-
нимает по своим механическим свойствам промежуточное
положение между костной и мягкой тканью. Хрящевая
ткань хорошо рассекается ультразвуковым инструмен-
том в виде волнообразных выступов.
Ультразвуковые колебания, наложенные на режу-
щий инструмент, снижают усилия резания и повышают
производительность в несколько раз по сравнению с
обычным резанием.
В настоящее время достаточно четко определены
преимущества этого метода в клинической практике.
Отмечается снижение травматизации биотканей, умень-
9
шение кровопотерь в процессе операции, рекомендуется
расширение оперативных вмешательств с использо-
ванием ультразвуковых хирургических инструмен-
тов.
За последние годы в МВТУ им. Н. Э. Баумана были
разработаны механизированные ультразвуковые аппа-
раты для трепанации и сверлеиия, в которых наряду
с продольными механическими колебаниями применя-
ются и продольные крутильные. Созданное оборудо-
вание проходит клиническое испытание при травмато-
логических, ортопедических и нейрохирургических
операциях. Апробирование позволяет судить о том, что
ультразвуковые трепанации и сверление обладают
всеми достоинствами, присущими методу ультразву-
ковой обработки режущим инструментом.
В настоящее время метод ультразвуковой резки
мягких биотканей разработан применительно к общей
хирургии. Наиболее рациональной формой режущей
грани инструмента является клиновидная, имеющая вид
скальпеля. Ультразвуковое резание мягких тканей осу-
ществляется поступательным, иногда возвратно-посту-
пательным перемещением инструмента, облегчающем
перерезание волокон, вследствие уменьшения сил тре-
ния и наличия локальных кавитационных явлений
между гранью скальпеля и биотканью. Наложение
ультразвуковых колебаний на инструмент в направле-
нии перемещения позволяет производить резку при
меньших значениях усилия давления на инструмент.
Экспериментально установлено, что усилие резания с
применением ультразвука по сравнению с обычным
(без ультразвука) может снижено в 3—9 раз, а произ-
водительность процесса резки увеличивается в 8—12
раз. Обеспечивается гемостатический эффект и сни-
жается травматизация биотканей, что является так-
же немаловажным достоинством ультразвуковой
резки.
Ультразвуковая резка мягких биотканей нашла ши-
рокое применение в хирургической практике как для
обеспечения доступа, так и для самостоятельных рекон-
структивных операций.
Клиническое применение показало, что ультразву-
ковая резка наиболее эффективна при выделении раз-
личных рубцов, опухолей, рассечения анкилозов и
некротических тканей.
10
По данным ЦИТО им. Н. Н. Приорова, где приме-
няли ультразвуковые инструменты в хирургии кисти,
особые преимущества ультразвука проявляются при
послойном иссечении патологических тканей, выража-
ющемся в значительном облегчении, чистоте, избира-
тельности, отделения их от здоровых слоев биотканей
и наличием выраженного гемостаза. По методу послой-
ного иссечения удается также выделить рубцы и опу-
холи в трахее и бронхах эндоскопическим путем с
помощью ультразвукового инструмента длиной до
500 мм, позволяющим избежать обширных травм здо-
ровых тканей и органов (В. И. Петров).
Одним из последних исследований, проводимых в
МВТУ им. Н. Э. Баумана,, явилась разработка со-
вместно с ВНИИКиЭХ метода ультразвуковой эндар-
терэктомии. Под новым методом подразумевается
модификация операции восстановления проходимости
магистральных артерий путем удаления пораженного
слоя хирургическим инструментом, колеблющимся с
ультразвуковой частотой. Через продольный надрез в
пораженной артерии дистально от конца сужения про-
света по границе между пораженным слоем и здоровым
слоем сосуда вводится рабочая часть инструмента в
виде кольца, совершающая продольные колебания с
ультразвуковой частотой. Колеблющийся ультразвуко-
вой хирургический инструмент без особых усилий про-
водится до проксимального участка сужения артерии,
и затем через второй небольшой надрез в проксималь-
ной части артерии измененный слой удаляется.
Ультразвуковой метод эндартерэктомии позволяет
производить операции на большом протяжении до
550 мм пораженного участка артерии через небольшие
надрезы.
В МВТУ им. Н. Э. Баумана на основе медико-техни-
ческих требований был разработан набор ультразву-
ковых инструментов для реконструктивных операций на
сосудах диаметром 3—9 мм. Набор содержит много-
полуволновые концентраторы-инструменты: а) ультра-
звуковую модификацию лопатки Б. В. Петровского,
представляющей собой двухполуволновый концентратор
сложной формы; б) четырехполуволновые концентра-
торы малой жесткости с гибкой частью до 300 мм и с
рабочим участком в виде кольца, профиль которого
имеет каплевидную форму; в) четырехполуволновый
концентратор, имеющий угловой перегиб для иссечения
атеросклероза в коронарных и почечных артериях.
Экспериментально-клиническое применение данно-
го метода, начатое во ВНИИКиЭХ и центральной
клинической больнице № 2, продолженное затем в'1-й
городской больнице Москвы и в Институте трансплан-
тологии АМН СССР, показало неоспоримое его преиму-
щество перед другими видами хирургического лечения.
Выполнено свыше ста операций эндартерэктомии в кли-
нике с хорошими результатами. Несомненно, метод
требует своего дальнейшего совершенствования. Иссле-
дования, проводимые при этом, сложные и требуют
внимательного отношения всего коллектива ученых, ра-
ботающих над чрезвычайно актуальной проблемой
хирургии.
Глава 2
ФИЗИКО-МЕХАНИЧЕСКИЕ СВОЙСТВА
КОСТНЫХ ТКАНЕЙ
В составе скелета взрослого человека насчитывается
более двухсот различных костей, каждая из которых
имеет свою определенную форму, величину и положе-
ние. Различают длинные, короткие и плоские кости.
Костная ткань по своему строению и химическому
составу представляет собой сложный биополимерный
материал, отвечающий требованиям, предъявляемым к
живому организму. Особенно характерны длинные
трубчатые кости. Как правило, они несут значительные
продольные усилия, не только статические, но и удар-
ные. В то же время по роду выполняемых функций они
должны обладать деформативностыо, хорошо сопро-
тивляться усилиям сжатия, поперечному и продольному
изгибу, кручению.
На распилах костей можно различить костные струк-
туры двух типов: компактный слой и губчатый. И тот и
другой построены из пластинчатой костной ткани.
В компактных слоях пластинки располагаются в строго
определенном порядке, образуя очень плотное компакт-
ное вещество. В губчатой кости пластинки располага-
ются в балках и перекладинах различной формы, кото-
рые перекрещиваются под разными углами и ограни-
чивают небольшие полости. Компактное и губчатое
12
Рис. 1. Детали строения ко-
стей. Гаверсовые каналы,
проводящие кровеносные со-
суды ориентировочно вдоль
оси. Разрез. Х20.
вещество распределены ;в различных костях по-разному,
что зависит от функционального назначения кости.
Из компактного вещества состоят главным образом
диафизы трубчатых костей, из губчатого — их эпифизы.
При рассмотрении микроскопического строения
кости (рис. 1) было установлено^ что компактное
вещество пронизано многочисленными гаверсовыми
каналами, которые идут большей частью параллельно
костномозговому каналу, многократно между собой пе-
ресекаясь. Каналы эти служат для питания кости. Они
окружены концентрически расположенными тонкими
пластинками гидроокиси апатита, внутри и снаружи
которых располагаются высокоупорядоченные пучки
волокон коллагена. Сами пластинки в свою очередь
пронизаны еще более тонкими канальцами.
Наружная поверхность кости, за исключением тех
мест, где расположен суставной хрящ и прикрепляются
сухожилия мышц и связок, покрыта надкостницей.
Состав костной ткани зависит от возраста и типа
кости. Как показывает химический анализ, компактное
вещество кости состоит по массе в среднем на 704-72%
из неорганических веществ, на 20% из органических
13
веществ и на 84-10% из воды; в губчатой кости мине-
ральные вещества составляют лишь 354-40%, органи-
ческие -50-4-55 %, вода — 54-15%.
Неорганические вещества кости представлены глав-
ным образом солями кальция, которые образуют соеди-
нения, состоящие из субмикроскопических кристаллов
типа гидрооксиапатита.
Органическое вещество кости примерно на 90% сос-
тоит из коллагена, который в качестве скрепляющей
субстанции располагается между кристаллитами.
Коллаген — фибриллярный белок, представленный
нитевидными структурами; длина макромолекул его
около 200 нм, диаметр — 1,4 нм при относительной мо-
лекулярной массе около 300 000.
Первичная структура коллагена состоит из амино-
кислот, соединенных в определенной последователь-
ности.
Предел прочности коллагенового волокна при рас-
тяжении около 150 кгс/см2, относительное удлинение
при разрыве 204-25%, модуль упругости колла-
геновых волокон кожи человека составляет всего
10 000 кгс/см2 '[26]. При нагревании коллагеновые
волокна не удлиняются, как все тела, а укорачиваются,
что объясняется диссоциацией фибрилл и молекул.
Расположенные первоначально параллельно друг
другу фибриллы ориентируются при нагреве по всем
направлениям.
Кальцинированная кость прочна и жестка, но при
ее обработке, например, соляной кислотой меняет свои
свойства. В результате деминерализации она становится
эластичной. Путем сжатия органических веществ воз-
можно сохранить в кости главным образом минераль-
ные вещества, но при этом она теряет пластические
свойства.
Сочетание органических и неорганических компо-
нентов дает прочную и легкую ткань, которая по своим
некоторым физическим и механическим свойствам
приближается к легким металлам, таким, как алюми-
ний и магний. Физико-механические свойства кости
представлены в табл. 1.
Костная ткань, как и всякое тело, способна переда-
вать ультразвуковые колебания. По данным И. Е. Эль-
пинера, скорость звука в ткани у человека колеблется
в пределах 32604-3400 м/с. При распространении ко-
14
Т аблица 1
Физико-мехаиические свойства костной ткани [26]
Предел прочности при растяжении, кгс/см2
Предел прочности при сжатии, кгс/см2
Предел прочности прн изгибе, кгс/см2
Удельная ударная вязкость, кгс-см/см2
Модуль упругости при растяжении, кгс/см2
Плотность, г/см3
910—1340
1500—2500
1200—800
7,75—11,5
1600—2500
1,87
лебаний интенсивность звука определяется соотноше-
нием :
(1)
где /о — интенсивность звука у излучателя; 1Х — интен-
сивность звука на расстоянии х. Величина 1/а называ-
ется глубиной проникновения.
Коэффициент поглощения ультразвуковых колебаний
в костных тканях очень мал. Скорость звука в костных
тканях много выше, чем в воздухе и в ряде других
сред, но она непостоянна и зависит от индивидуума,
его состояния [104].
Свойства костных тканей подробно освещены в
трудах А. К. Малмейстера, Л. И. Слуцкого, В. К. Калн-
берзна, X. Я. Янсона и И. В. Кнетса. Большое внимание
было уделено изучению свойств большеберцовых и
бедренных костей человека.
Крайне неодинаковы показатели сопротивления
костных тканей при разрушении (табл. 2).
Таблица 2
Работа разрушения при ударе для костей разных отделов
Наименование костей Работа при разрушении, кгс«см/см2
проксималь- ный эпифиз диафиз дистальный эпифиз
Бедренная 4,22 3,82 7,60
Большая берцовая 4,10 3,74 2,60
Малая берцовая 1,56 0,85 1,38 2,67
Плечевая 4,19 3,83
Локтевая 2,03 1,07 1,07
Лучевая 2,15 1,56 1,56
Ключица —. 1,38 —
Фаланги пальцев кнстн — 1,35 —
15
По данным МВТУ им. Баумана, пределы прочности
при растяжении образцов 100X15X2 мм, вырезанные
из реберных костей животных, варьировали от 475 до
950 кгс/см2 при среднем значении на 14 образцов
760 кгс/см2.
Ударная вязкость образцов изменялась в пределах
7,75-4-11,5 кгс-см/см2 при среднем значении 9,1 кгс-см/
см2. Необходимо подчеркнуть что твердость, а следова-
тельно, и прочность кости неоднородны по толщине кости.
В ее губчатой зоне твердость определяется цифрой
около 15 HRb, в плотном костном веществе — 50 [91]
(рис. 2).
Свойства кости изменчивы. Они меняются, приспо-
сабливаясь к выполняемым костью нагрузочным функ-
циям. В 50-х годах Ясуда и др. было показано, что в
костях может возникать электричество в результате
напряжений в коллагеновых волокнах, изгиба молекул
полисахаридов, напряженного состояния на поверхности
раздела коллагена и гидрооксиапатита. Образование
Рис. 2. Твердость костной ткани.
16
электрических зарядов в резуль-
тате приложения силовых им-
пульсов 'представляет пьезоэлек-
трический эффект кости.
На вогнутых сжатых участках
изгибаемых элементов образуют-
ся отрицательные заряды, на вы-
пуклых, растянутых — положи-
тельные.
Импульсы тока оказывают
действие на процесс формирова-
ния кости. Возможно, что созда-
ние полей постоянного тока мо-
жет содействовать ускоренной ре-
генерации костной ткани после
травмы.
Хорошо известно, что между
деформациями и напряжениями
при испытании костей отсутствует линейная зависимость.
Деформация е связана с напряжением а отношением:
а—еЕ
&
Относительное
удлинение, мм
Рис. 3. Диаграмма а — I.
1 — нагружение; 2 — разгру-
жение.
(2)
Однако модуль упругости Е в этом соотношении
является величиной переменной. Разрушение кости,
как и всякого тела, определяется количеством энергии,
сообщенной при нагружении.
И. В. Кнетсом были проведены многочисленные
исследования по определению величины энергии, по-
глощенной в образце при его разрушении. Эта энергия
оценивается величиной площади диаграммы а — е.
В тех случаях, когда зависимость между деформа-
циями и напряжениями является нелинейной, что имеет
место в костных тканях, то даже при небольших уси-
лиях в диаграммах характерно расхождение кривой
с — е при нагрузке и кривой а — е при разгрузке об-
разца (рис. 3). Область, заштрихованная, заключенная
между кривыми, образует петлю гистерезиса, она харак-
теризует величину поглощенной тканью энергии в пе-
риод нагружения — разгружения.
Показано, что после устранения нагружения и
выдерживания образца в ненапряженном состоянии
возможны два случая.
2 Заказ № 768
17
1. Если деформация имела место в состоянии упру-
гопластическом, то остаточная деформация после раз-
грузки сохраняет свою величину с течением времени.
2. Если материал принадлежал к категории упруго-
вязких, то остаточная деформация при выдерживании
имеет тенденцию -к уменьшению.
И. В. Кнетс [32] изучал изменения свойств больше-
берцовых и бедренных костей от ряда факторов. При
этом он обращал внимание на гетерогенность свойств,
анизотропию.
Изучались механические свойства костных тканей в-
доперечном сечении большеберцовой кости. Рассматри-
вались изменения свойств в функции от того, в каком
направлении вырезались испытуемые образцы: вдоль
оси диафиза, по касательной в поперечном сечении
или по радиальному направлению в поперечном се-
чении.
Свойства указанных костей по различным направле-
ниям отличаются между собой.
Установлено, что модуль упругости при сжатии об-
разцов, вырезанных вдоль оси Ez, меняется в пределах
150 000—225 000 кгс/см2. Модуль упругости растет с
увеличением скорости деформирования.
Модуль упругости при сжатии образцов, вырезанных
по касательной в круглом сечении Et и Ez по радиусу,
соответственно составляет около 60% от величины Ez.
При растяжении большеберцовых костей Ez имеют
максимальную величину в средней трети диафиза, а
наименьший в нижней трети.
Наибольшее значение Ez при сжатии имеет место,
также в средней трети диафиза, наименьшее — в верх-
ней трети.
В бедренных костях существует изменение модуля
упругости по длине кости аналогично большеберцовой.
Показано, что значительное число переломов
костей голени человека происходит в результате кру-
тящего момента Мкр.
Модуль упругости при сдвиге, сопутствующему кру-
чению, значительно меньше модуля упругости при рас-
тяжении и сжатии, он равен 550004-32000 кгс/см2.
Нередко допускают, что модуль упругости сдвига G в-
большеберцовой и бедренных костях при кручении су-
щественным образом не зависит от положения испы-
туемого образца по длине кости.
18
Коэффициенты поперечного сокращения образцов
большеберцовых и бедренных костей, вызванного про-
дольной деформацией, по всем направлениям состав-
ляют 0,254-0,50.
Зависимость между напряжением и деформацией
рассматриваемых костных тканей не является строго
линейной даже при небольших напряжениях. Нелиней-
ный характер усиливается с возрастанием величины
напряжения.
Разрушающее напряжение в большеберцовых и бед-
ренных костях наиболее подробно изучено в образцах,
вырезанных вдоль оси кости. Разрушающее напряже-
ние при растяжении указанных костей в образцах,
вырезанных вдоль оси, изменяется в пределах
5004-1400 кгс/см2. При сжатии разрушающее напря-
жение указанных образцов значительно выше—11004-
4-3200 кгс/см2.
Значительные колебания в цифрах объясняются
влиянием скоростей нагружений и степенью влажности
испытуемых объектов. Влажные образцы разрушаются
при напряжениях на 154-20% меньших, нежели образ-
цы, высушенные на воздухе. Эксперименты подтвердили
также, что увеличение скорости деформирования
способствует повышению величины разрушающих
напряжений.
Характеристики прочности не остаются постоянны-
ми и по длине костей.
В большеберцовых костях при растяжении разру-
шающее напряжение имеет наибольшую величину в
средней трети диафиза, а наименьшую в дистальных
отделах. Однако разница эта невелика.
Разрушающее напряжение при сжатии в этих костях
в большой мере зависит от расположения образца
объекта. Наибольшая прочность имеет место в средней
трети длины диафиза.
Разрушающие напряжения в образцах, вырезанных
по направлению касательных и радиусов, меньше, чем
в образцах, вырезанных по направлению оси. При
сжатии они значительно выше, нежели при растяжении,
и составляла не менее 1500 кгс/см2.
По результатам исследований группы ученых, сте-
пень анизотропии прочностных свойств при испытании
на растяжение образцов, вырезанных по оси, по каса-
ч тельной и по радиусу oz: Ot: or = 1:0, 15:0,17.
2*
19
При сжатии различие прочностных свойств образцов,
вырезанных по трем указанным направлениям, значи-
тельно меньше.
Величины разрушающих деформаций образцов вы-
ражаются в процентах к их первоначальным длинам.
Величины разрушающих деформаций б даже у образ-
цов однородного типа изменяются в широких пределах:
6=0,7—0,3% при растяжении; 6=0,8—5%' при сжатии.
По объему кости распределение разрушающих дефор-
маций образцов очень неравномерно.
В большеберцовой кости при растяжении наиболь-
шая величина разрушающей деформации имеет место
в средней трети диафиза, наименьшая в проксимальной
трети.
При сжатии наибольшая величина деформации
имеет место также в средней трети, а наименьшая — в
дистальной.
Разрушающие деформации в берцовых костях в
направлениях по касательной и по радиусу при рас-
тяжении и сжатии оказываются существенно выше, чем
разрушающие деформации образцов, вырезанные в
продольном направлении.
Разрушающие напряжения в костях в значительной
степени зависят от рода усилий. Например, при испыта-
нии образцов большеберцовой кости, вырезанной
вдоль оси, разрушающее напряжение при изгибающем
моменте достигало 1600—2500 кгс/см2. Разрушающее
же напряжение при кручении аналогичных образцов
составляло 410—740 кгс/см2. Наибольшая прочность
имела место у образцов средней трети диафиза.
Разрушающая сдвиговая деформация, определяемая
углом, изучалась мало. В образцах, вырезанных из бед-
ренных костей при сдвиге, разрушающие деформации
составляли 0,02—0,3 рад.
Процесс трещинообразования костей имеет большое
значение для хирургов, однако его изучение до настоя-
щего времени было недостаточным. Опытным путем
показано, что при внецеНтренном сжатии и значитель-
ном эксцентриситете приложенного усилия разрушение
происходит в растягивающей зоне.
При кручении характер разрушения зависит в боль-
шой степени от скорости нагружения. При медленном
нагружении разрушения локализуются в большинстве
случаев в средней трети кости, при быстром определен-
20
ная локализация отсутствует. От трещины, вызванной
сдвигом, излом носит спиральный характер и начи-
нается с наружной поверхности кости.
В результате исследований было показано, что при
сжатии образцов кубической формы разрушение на-
ступает вследствие разрушения сдвига на косых плос-
костях. При сжатии удлиненных образцов имеет место
образование значительной деформации в радиальных
направлениях, которые являются источником образо-
вания продольных трещин.
Существует «критическая» форма деформации, тре-
бующая для разрушения максимальной энергии. При
растяжении образцов разрушение часто происходит под
влиянием касательных напряжений т по косым пло-
скостям. При поперечном изгибе разрушение образцов
происходит под действием растягивающих напряже-
ний о.
Многочисленные исследования показывают, что ме-
ханические свойства костных тканей в большой степени
зависят от группы не только механических, но и биоло-
гических факторов. К последним следует отнести
возраст человека, его пол, профессию, причины смерти
человека, длительность хранения кости. Разумеется,
большое значение имеет отдел кости.
Ниже приводятся данные о влиянии возрастных па-
раметров на механические свойства большеберцовых
костей на образцах, взятых у умерших лиц мужского
пола разных возрастов. Исследования проводились под
^воздействием усилий, вызванных крутящими моментами.
При изменении возраста от 40 до 80 лет прочность
большеберцовых костей уменьшается на 25%, а дефор-
мации при разрушении сокращаются в еще большей
степени. Модуль упругости большеберцовых костей в
диафизе понижался у 60-летних по сравнению с 30-лет-
ними на 21%, у 30-летних он составлял 220 000 кгс/см2.
Аналогичное изменение имеет и модуль сдвига G.
У 30-летних G=55 600 кгс/см2, у новорожденных —
12 000 кгс/см.2
Цринято считать, что важным фактором в формиро-
вании механических свойств костей является располо-
жение коллагеновых структур. Помимо коллагеновых,
в костях имеются неколлагеновые белки, масса которых
на несколько процентов меньше, но которая также
оказывает, хотя и меньшее, влияние на свойства костей.
21
Рис. 4. Главные оси ани-
зотропии большеберцо-
вой кости.
1—6 — распределение кости
по зонам.
Механические свойства костных тканей изучались в
шести зонах на образцах, вырезанных, как указано на
рис. 4, вдоль всех трех главных осей анизотропии.
Плотность коллагена составляет 1,33 г/см3, компакт-
ность костного слоя—1,8 г/см3.
Установлено, что с возрастом увеличивается отно-
шение количества неколлагеновых белков к коллагено-
вым. С возрастом повышается плотность костной ткани,
увеличивается минерализация кости. Повышение плот-
ности способствует увеличению прочности в образцах,
вырезанных по всем направлениям: параллельному оси
кости, радиальному, по касательной.
Пониженная прочность костей при кручении в мла-
денческом возрасте объясняется несовершенством при-
способительных биохимических реакций; повышение
прочности в молодом и зрелом возрасте объясняется
улучшением биохимических структурных реакций [72].
Низкая прочность имеет место в старости в резуль-
тате накопления неколлагеновых белков и понижения
средней плотности.
Показано, что механические свойства костей зависят
также и от расы и пола индивидуума. Например, предел
прочности при растяжении ткани большеберцовой кости
22
у японцев составляет в среднем 14,3 кгс/мм2, в то время1
как у американцев —8,5 кгс/мм2.
Разрушающие напряжения образцов большеберцо-
вой кости на 5,8%, а модуль упругости на 30%1 у муж-
чин больше, чем у женщин. Напротив, деформации при
разрушении, т. е. пластические свойства, выше у жен-
щин, нежели у мужчин, и соответственно равны
2 и 1,5%.
Так как химический состав кости существенно ме-
няется с возрастом, то И. В. Кнетс высказывает пред-
положение, что это понижение свойств является след-
ствием структурных превращений кости.
Обращает внимание и то обстоятельство, что плот-
ные ткани бедренной кости у мужчин с возрасток^
повышаются, а у женщин несколько снижаются, и при;
этом разность плотности соответственно с возрастом/
растет.
Исследования показали, что обработка костей кон-
сервирующей жидкостью несколько .повышает проч-
ность, что существенно отличается от живых и «мерт-
вых» костей. Высыхание кости приводит к повышению
разрушающего сопротивления и уменьшению деформа-
ции при разрыве. Уменьшение температуры до —58 °C
вызывает понижение величины разрушающей деформа-
ции, увеличение температуры до 90 °C вызывает ее-
увеличение. Большое влияние на механические свойства
имеет топография отдела костей, а также та зона, из
которой был взят образец.
Предел прочности <ib бедренной кости достигал при
сжатии 1700 кгс/см2, а лучевой—1100 кгс/см2. В то
же время при растяжении, напротив, ® бедренных кос-
тях оь оказывался на 25% ниже, чем в лучевых.
В средней части диафиза предел прочности при рас-
тяжении и сжатии выше, чем в концевых отделах кости.
Наиболее прочна костная ткань наружной зоны,
наименее прочна задней зоны. Напротив, при растяже-
нии, по-видимому, наиболее прочна задняя зона, а
наименее прочна передняя.
В некоторых случаях сведения, приведенные разны-
ми авторами, несколько противоречивы и не всегда
достаточно научно объективны.
Все это объясняется тем, что механические свойства
костных тканей зависят от очень большого числа пере-
менных, которые не всегда могут быть учтены.
23
Получен ряд интересных зависимостей деформаций
модуля упругости при одноосной и плоской деформа-
циях.
Модуль упругости при одноосном нагружении ко-
сти часто меняется незначительно. В момент разруше-
ния ткани его величина лишь на 5—5,5% меньше по
сравнению с его величиной в начале нагружения. При
плоскостной деформации это уменьшение модуля упру-
гости при разрушении достигает 22% от первоначаль-
ного значения.
Рядом экспериментов была подтверждена анизотро-
пия свойств модуля упругости в зависимости от направ-
ления выреза образца. Биохимический анализ кости
подтвердил неоднородность ее химического состава.
Некоторые зоны характеризуются минимальным содер-
жанием фосфора, в других содержание фосфора повы-
шено. В иных зонах содержится значительное содержа-
ние коллагена или аминокислот.
Повышение фосфора несколько снижает модуль
упругости. Увеличение коллагена способствует росту
поперечного сокращения при продольном разрыве.
В большей степени уменьшается динамический модуль
упругости.
И. В. Кнетс делает интересное предположение о
том, что неоднородные механические и деформативные
свойства по объему диафиза полезны человеку при вы-
полнении биологических функций в статическом и ди-
намическом состоянии. Свойства кости адаптированы
к изменению концентрации напряжений при нагруже-
нии. Им установлено положение, что наибольшая де-
формация в кости имеет место в передней углойой зоне.
В задних межугловых зонах локализуются максималь-
ные усилия. Максимальная прочность в латеральных
направлениях имеет место также в угловых зонах се-
чения.
Наиболее высокая прочность тканей при кручении
обнаружена в большеберцовой кости, именно там, где
касательные напряжения при расчетных нагрузках
максимальны.
И. В. Кнетс показал также, что основным фактором,
определяющим сопротивление разрушения компактной
костной ткани, является величина деформации.
Установлено, что в тех угловых зонах поперечного
сечения костей, в которых основные механические
24
свойства имеют оптимальные значения, распределение
биохимических элементов наиболее равномерно.
Логарифмический декремент свободных колебаний
прочных тканей является важной характеристикой мате-
риала.
Затухание собственных колебаний определяется
соотношением:
In—Ioe~Ki, (3)
где 1о — величина первоначальной амплитуды свобод-
ных колебаний; 1п — величина n-й амплитуды; К — ло-
гарифмический декремент; t — время, соответствующее
1-му, 2-му и т. д. колебаниям.
Чем больше величина К, тем интенсивнее процесс
затухания.
Изменение логарифмического Декремента является
следствием структурных изменений тканей. По данным
И. В. Кнетса, декремент изгибных колебаний с воз-
растом от 35 лет и выше постепенно повышается. Уста-
новлено также, что с возрастом увеличивается содержа-
ние аргинина и уменьшается количество оксипролина.
Исследования свойств костных тканей, проведенные
И. В. Кнетсом по широкой программе, хорошо обрабо-
таны статистически, выполнены с учетом анизотропии
биотканей и ряда других параметров и с методических
позиций заслуживают одобрения.
Однако часть полученных результатов приходится
рассматривать с чисто эмпирических позиций, так как
теоретические обоснования в ряде случаев не даны и,
по-видимому, в дальнейшем найти их будет трудно.
Тем не менее многостороннее освещение малоизучен-
ных вопросов И. В. Кнетсом представляет, конечно,
существенную ценность.
В НИИ травматологии и ортопедии (г. Горький)
производился комплекс исследований костей черепа.
Изучались механические свойства костей, консервиро-
ванных при Т=— 25° и —35 °C при 'кратковременном
и продолжительном их хранении до 2 лет. Предел
прочности замороженных костей черепа составлял
404-200 кгс/см2. Длительность хранения не вызывала
понижения прочности. Напротив, при длительном хра-
нении костных тканей величина разрушающих напря-
жений несколько возрастала.
25
Влияние возраста установить оказалось невозмож-
ным, все эксперименты проводились на умерших в
возрасте до 40 лет. Относительная деформация при
испытаниях, как и разрушающие напряжения, изменя-
лась в пределах 10—30%. При определении относитель-
ных деформаций не удалось установить закономерности
влияния консервации на показатели.
Испытания подтвердили, что кости свода черепа
являются материалом прочным и пластичным.
Опыты по определению прочности костей свода при
ударных нагружениях были проведены и в I Москов-
ском медицинском институте им. М. И. Сеченова
(проф. А. П. Громов). При этом были установлены
появления повреждений при ударе по черепной коробке
при площадях, равных 3,6 мм2 {21,30].
В этой серии экспериментов удар наносился в лоб-
ной области черепа. В этой зоне возникало повышенное
давление, с противоположной удару стороны — пони-
женное. Однако повреждений мозжечка не наблюда-
лось, имели место ушибы в разных частях, появлялись
ушибы в различных отделах лобных долей, однако раз-
рушения не имели место.
Во второй серии экспериментов череп разгерметизи-
ровали. Просверливали отверстия. Хотя образования
противодавлений не было, повреждения имели тот же
характер, что и в первой серии испытаний.
На основе обеих серий опытов установлено, что
чем меньше толщина костей в области крыши глазницы,
тем интенсивнее повреждение. Следует полагать, что
это происходит вследствие большей деформативности
тонкостенных тканей.
В детском возрасте кости черепа и межкостные
хрящевые перегородки тормозят распространение де-
формации. Ушибы мозга встречаются значительно реже.
Для изучения механизма распространения дефор-
маций перед научным коллективом была поставлена
задача построения модели основания черепа, которую
можно рассматривать как пространственную шарнир-
ную систему стержней. Модель была составлена из 7
двухшарнирных арок.
При ударах с различных позиций входили в работу
Те или другие системы. Напряженное состояние кост-
ной ткани изучалось постановкой на испытуемом образ-
це тензометров.
26
В костях черепа, не имеющих губчатого вещества
(крыша глазницы, большие крылья основной кости),
при ударах появлялись последействующие вибрации-
При толщине крыши глазницы, большей или равной
0,2 см, вибрации почти не возникали.
Деформации при ударе имели один знак. При тол-
щине костей глазницы 0,05 см на осциллограмме обна-
руживались перемещения обоих знаков, т. е. вибрация
сопровождалась эффектом «хлопка». При этом крыша:
глазницы создавала жесткий удар по базальным отде-
лам лобных долей.
Эксперименты подтвердили, что посмертные повреж-
дения человеческого мозга локализуются в области
лобных и височных долей и что кавитационные явления,,
образующиеся при ударах, также сказываются на по-
нижении несущей способности черепа.
Комплексные испытания по сопротивлению удару
лобной кости новорожденных, взятые у трупов, прово-
дились в Кубанском медицинском институте им. Крас-
ной Армии в Ростове-на-Дону [90].
При испытании первой серии изучали образцы без
надкостницы и твердой оболочки. Во второй серии ис-
пытаний использовали образцы тех же размеров с
надкостницей и твердой оболочкой. В третьей серии
испытания производились над образцами, разрушаемы-
ми ударом на копре Шарпи.
Работа деформации при разрушении на удар кост-
ной ткани определялась в зависимости от содержания
коллагеновых волокон и твердости лобной кости.
С увеличением толщины чешуи поднимается сопротив-
ление ударным нагружением. Средняя энергия разру-
шения образца кости при наличии кожного покрова
Таблица 3
Сопротивление удару мозговой чешуи новорожденных
Параметр Серия образцов
1-я 2-я 3-я
Толщина образца, мм Работа деформации при раз- рушении, кгс- см/см Ударная вязкость, кгс-см/см2 0.55—1.20 5,0-9,5 19,4—30,3 1,4—2,1 5,5—13,5 13,0—21,4 3,0—4,4 9,5—22,0 7,3—18,3
ЧТ
возрастает на 37% по сравнению с его отсутствием.
Установлено, что прочность мозговой чешуи новорож-
денных, определяемая при ударе, в большой степени
зависит от свойств коллагеновых волокон (табл. 3).
В Орехово-Зуевском педагогическом институте были
проведены исследования по определению прочности
позвонков человека на сжатие. Исследования проводи-
лись в зависимости от пола, возраста индивидуума,
типа позвонка [2]. Результаты приведены на рис. 5.
по которым можно сделать следующие выводы.
пеС/СИ2
80
201--------1-----Д--------1-------1-------1-------1------1-------1
о го го зо «о зо ео 70 во
а
кгс/смг
О 10 го 30 4Z7 50 60 70 80
6
2О\-------1-----1-----1------1-----1------1-----1------1
о го го зо *Z7 5о во 7о во
Г г 6
X3C/CMe
Рис. 5. Кривые предела прочности тел отдельных позвонков человека
с учетом пола.
а — XII грудной позвонок; б — I поясничный; в —И поясничный; г—III по-
ясничный. Сплошная линия— лица мужского пола, прерывистая — женского.
28
Прочность всех видов позвонков крайне невысока
по сравнению с другими костными тканями и состав-
ляет 60—80 кгс/см2. Отсутствует существенная разница
в прочности мужских и женских позвонков. В детском
и отроческом возрасте прочность женских позвонков
несколько выше мужских, после 20 лет положение из*
меняется на обратное. В младенческом и отроческом
возрасте прочность незначительна, она растет в воз-
расте 20 лет, далее монотонно снижается. В 80 лет
прочность составляет около 20 кгс/см2.
Наибольшей прочностью обладает XII грудной
позвонок и I поясничный, наименьшей прочностью II и
III поясничные, однако существенной разницы между
пределами прочности позвонков у лиц одного возраста
и пола нет.
Исследования прочности межпозвоночных дисков
шейного отдела проводились Казанским медицинским
институтом им. С. В. Курашева. Испытания позвонков
проводились под статическими нагрузками гидравли-
ческим прессом. Определялась несущая способность,
т. е величина разрушающей силы и разрушающие на-
пряжения :[23] (разрушающая сила, отнесенная к еди-
нице площади). Определялся также минеральный сос-
тав испытуемых позвонков.
Следует подчеркнуть, что горизонтальное попереч-
ное сечение позвонка увеличивается с возрастом, осо-
бенно до 20 лет. Несущая способность всех межпозвон-
ковых дисков шейного отдела позвоночника существен-
но ниже несущей способности поясничных позвонков.
Таблица 4
Прочность межпозвоночных дисков
Возраст | Предел прочности, кгс/смз Возраст | Предел прочности, КГС/СМ2
мужчины женщины
2 мес 34,6±13 2 мес 34,4±8
3—14 лет 52,8± 12,4 3—11 лет 51±8,5
15—23 года 79,2± 12,1 12—17 » 51±8,5
24—35 лет 87,1± 13,5 18—23 года 71,2±11,2
36—45 » 66,2± 14,0 24—35 лет 63±10,5
46—60 » 66,2±14,0 36—45 » 63,0± 10,5
старше 60 лет 56,5± 10,6 46—60 » 63,0± 10,5
старше 60 » 44,3±15,3
29
Максимальная несущая способность дисков шейного
отдела имеет место у мужчин в возрасте 24—35 лет,
у женщин 14—23 лет. После 60 лет несущая способ-
ность падает очень интенсивно.
В табл. 4 приведены характеристики пределов проч-
ности межпозвонковых дисков шейного отдела позвоноч-
ника при испытании на сжатие.
Как видно из табл. 4, средние значения экспери-
ментальных данных хорошо характеризуют прочность.
Несущая способность и пределы прочности различных
межпозвонковых дисков шейного отдела существенно
меняются у лиц одного и того же возраста.
В то же время следует отметить, что механические
свойства дисков с возрастом изменяются в результате
минерализации тканей и содержания в них воды.
Глава 3
СОБСТВЕННЫЕ НАПРЯЖЕНИЯ
В БИОЛОГИЧЕСКИХ ТКАНЯХ
Напряжения называются собственными, если при-
сутствуют в теле при отсутствии действия внешних
нагрузок. Собственные напряжения имеют место в.
отливках в прокате, сварных металлических конструк-
циях, в железобетоне и других видах инженерных
объектов [62].
Причин образования собственных напряжений мо-
жет быть несколько. Собственные напряжения возни-
кают в заклепке при ее остывании, в болтах в резуль-
тате их затяжки и т. д. Собственные напряжения в
отливках и в прокате возникают в результате неравно-
мерного остывания.
В балках вследствие неодинаковых толщин полок и
стенок после проката сначала остывают тонкие стенки,
а позднее более толстые полки. Стенки остывают и
сокращаются в свободном состоянии. Полки при сок-
ращении в процессе остывания встречают сопротивление
деформированию со стороны остывших и затвердевших
стенок. Поэтому в полках образуются усилия растя-
гивающие, а в стенках — сжимающие. Распределение
собственных усилий в остывшем после проката дву-
тавре показано на рис. 6.
30
Рис. 6. Собственные напряжения в прокатном тавре после остывания.
Аналогичным образом вследствие наравномерного
остывания возникают собственные напряжения в отлив-
ках, различных сварных изделиях, железобетонных
элементах. Как оказалось, собственные напряжения
имеют место и в костных тканях человека и животных.
Особенностью собственных усилий (напряжений)
является то, что они представляют системы сил взаим-
но уравновешенных. В самом деле, разрежем мысленно
какое-либо упругое тело. Допустим, что в разрезе (се-
чении) имели место собственные усилия, изображенные
эпюрой напряжений о. Так как упругое тело находится
в состоянии покоя и никаких других усилий, определя-
емых эпюрой а, на тело не действует, то, следователь-
но, должны быть для системы сил, лежащих в плос-
кости, выполнены условия ох=0; <ту=0; SM=0. Это
свойство взаимной уравновешенности является замеча-
тельным, отличающим ее в отношении условий работы
от усилий, вызванных приложением внешних нагрузок.
Если собственные напряжения направлены по одной
оси, они называются линейными, если они направлены
в разных направлениях, в плоскости, — то плоскостны-
31
водятся на базе 10 мм — величины показаний читаются
на циферблате деформометра. Линейное увеличение
размеров около 1000. Таким образом чувствительность
измерения при чтении 0,2 мм составляет приблизитель-
но 0,0002 мм.
Произведем разрезание пластины, например, фрезой
на отдельные тонкие полоски. Вторично замеряем базы
после разрезания пластины. Отсутствие изменений в
длинах баз свидетельствовало бы об отсутствии собст-
венных напряжений в пластине. Напротив, в случае
существования собственных напряжений, что и было
предложено, длины баз на разрезанных полосках изме-
няются.
После разрезания пластины связи между полосками
нарушаются, реакции между ними исчезнут, а следо-
вательно, исчезнут и собственные напряжения.
Очевидно, что в тех полосках, в которых до разре-
зания имели место растягивающие напряжения (по
краям), после разрезания образуется укорочение, а в
полосках сжатых (в зоне оси пластины) после разде-
ления — удлинение.
Таким образом, измерение деформаций позволяет
установить знак собственных напряжений, существо-
вавших до расчленения. Если собственные напряжения
являются функцией лишь ширины пластины, а по длине
они постоянны, то, замерив абсолютную деформацию по
длине I, находим относительную:
(4)
Рис. 7. Пластина с собственными напряжениями. После разрезания
возникают деформации.
а — одноосное поле; б — двуосиое поле.
ми, если они имеют различные направления в простран-
стве, — то пространственными.
Казалось бы, нет причин для возникновения собст-
венных напряжений в костных тканях, однако такая
точка зрения является ошибочной.
Существование собственных напряжений в теле из
любого материала может быть обнаружено различными
методами. Наиболее универсальным является механи-
ческий. Допустим, что в металлической пластине
(рис. 7, а) существуют линейные собственные напря-
жения, направленные вдоль ее оси, какими бы факто-
рами они не были вызваны.
Замерим базы на пластине, намеченные керном, при
помощи деформометра. Измерения деформаций произ-
32
где I — длина базы (пластины).
Собственное напряжение:
6/ с
а=-гЕ.
(5)
Если напряжения о по длине полосы распределены
неравномерно, то за базы замеров следует принимать
ряд участков на пластине с длинами h, 12, 1з- Чем ко-
роче базы, тем точнее может быть построена эпюра
собственных напряжений. Уменьшение длины базы
замера создает дополнительные трудности в осущест-
влении измерений малых деформаций с высокой сте-
пенью точности. Разрезание на полоски является одной
из многочисленных форм обнаружения собственных
3 Заказ № 768 33
«ч
Рис. 8. Собственные напряжения в трубчатой кости животного.
Слева —осевые напряжения 2Z; справа — тангенциальные напряжения Xf
напряжений в теле кости, в частности в костной плас-
тине.
При двуосном поле собственных напряжений ох и
оу, действующих в главных направлениях х и у, их
определяют следующим образом: замеряют в пластине
базы в двух взаимно перпендикулярных направлениях
х и у (рис. 8, б). Высверливают отверстия как показано
на рис. 8, б. Делают вторичный замер баз и опреде-
ляют собственные напряжения, имевшие место в плас-
тине до высверливания отверстий по формулам теории
упругости. Существуют и другие методы определения
собственных напряжений, например рентгеновские, при-
меняемые более редко:
qx=-i jp- (еж+ней), (6)
° и ~ 1__(е// 4" Нех) > , О
где р.=0,3; Ех, Еу — относительные деформации, заме-
ренные на базах по осям х и у.
Хорошим примером инженерной конструкции с соб-
ственными напряжениями может служить преднапря-
женный бетон. В процессе укладки стержни арматуры
натягиваются и закрепляются по концам. Бетон, запол-
няя форму, обволакивает арматурные стержни, с кото-
рыми образует прочное сцепление. Далее концевые
34
закрепления снимаются. Арматура, стремясь укоро-
титься, встречает сопротивление жесткой массы бетона.
Стержни сохраняют растягивающие усилия, бетон ими
обжимается.
В целом система представляет собой преднапряжен-
ную конструкцию, обладающую собственными напряже-
ниями при отсутствии внешних нагрузок.
Хорошо известна конструкция Останкинской высотной
железобетонной телебашни в Москве. Заложенные во
внутренней части цилиндрической башни металлические
тяжи натянуты за счет обжатия бетонной оболочки.
Телебашня является преднапряженным сооружением,
обладающим собственными напряжениями.
Как будет показано далее, существует аналогия в
силовых схемах указанных конструкций телебашни и не-
которых костных тканей, например большеберцовых и
бедренных костей.
Хирургами было замечено, что при резекции кости
наблюдается ее деформация, главным образом искрив-
ление. Это явление есть следствие частичного удаления
зоны собственых напряжений. Снятие усилия N, вы-
званного собственными напряжениями, как было указа-
но ранее, равноценно приложению к телу силы N обрат-
ного знака. Эксцентричное приложение силы N сопрож-
дается изгибом костного элемента и его искривленностью.
Искривление может иметь различную величину, иногда
незначительную. Сам факт появления искривления сви-
детельствует о наличии в костном отделе внутренних
сил, исчезновение которых при резекции служит источ-
ником возникновения изгибающих моментов.
Изучение собственных напряжений большеберцовой
кости производилось на образцах длиной около 275 мм,
наружным диаметром в крайних зонах 60—70 мм, в
средней 40—50 мм. Через каждые 15 мм наносились
базы длиной 10 мм. Базы измерялись во взаимно перпен-
дикулярных направлениях соответственно расстояниям
между центрами отверстий, предварительно образован-
ных сверлом диаметром 2,4 мм. Базы наносились с внеш-
ней и внутреннней стороны. С внутренней стороны они
наносились после разделения кости на две половинки по
образующей ,[63].
После измерения баз кость подрезалась фрезой на
глубину 5—6 мм от поверхности, а затем производились
вторичные замеры баз. Измерения производились на
35
костях, взятых у животных, не менее 4 ч после их
смерти или через 4 ч после вывода их из эксперимента
(забоя).
Собственные напряжения определялись по формуле:
а=~Е, (8)
где S/ — приращение длины базы; I — длина.
Положительное приращение свидетельствует о нали-
чии в соответствующей базе напряжений сжатия, отри-
цательное — напряжений растяжения. Модуль упругости
костной ткани Е был принят равным 0,24 -106 кгс/см2.
Собственные напряжения в поверхностных слоях бер-
цовых костей, направленные вдоль оси, достигали вели-
чины 160—148 кгс/см2.
Модуль упругости кости остается без существенных
изменений на указанном интервале деформаций. Гра-
диент напряжений в поверхностных слоях значителен;
напряжения из сжимающих быстро переходят в растя-
гивающие, но меньшей величины 120—102 кгс/см2.
Собственные напряжения вдоль оси были неодинаковы
по длине кости. Наибольшие напряжения имели место в
крайних зонах, наименьшие — в средней.
На рис. 8, а, б представлены эпюры собственных
напряжений, направленных вдоль образующей кости
ctz (см. рис. 8, а) и перпендикулярно образующей — по
касательной к окружности ot (см. рис. 8, б). Характер
эпюр собственных напряжений продольных и по каса-
тельным остался без существенных изменений. Собствен-
ные напряжения по касательной на поверхности кости
имеют также знак минус, во внутренней части — знак
плюс.
Эксперименты по определению собственных напря-
жений производились также на сухих костях. В основ-
ном результат испытаний был аналогичен рассмотрен-
ному случаю. Отличием были большая величина про-
дольных сжимающих напряжений на поверхности,
меньшая величина растягивающих при большей их
протяженности.
Распределение собственных напряжений <в большебер-
цовых костях действительно напоминает перенапряжен-
ное состояние Останкинской телебашни. Как могли
возникнуть собственные напряжения в большеберцовых
36
костях? По-видимому, это связано с процессом образова-
ния кости, ее .ростом, точнее говоря, неравномерностью
роста ее отдельных частей, приводящей к образованию
внутренних реакций, а также связано с функцией, при-
сущей данной кости.
Образование собственных сжимающих напряжений
на поверхности по направлению образующей могло быть
следствием более интенсивного роста наружных слоев
образующей относительно роста внутренних слоев. Обра-
зование собственных сжимающих напряжений на поверх-
ности по направлению касательной могло быть также
следствием более быстрого и значительного роста на-
ружных слоев по направлению касательной по сравнению
с ростом внутренних. Конечно, высказанное предполо-
жение является гипотезой, требующей специальной
опытной гистологической проверки.
Можно полагать, что подобное поле (собственных на-
пряжений в берцовых костях, испытывающих не толь-
ко статические силы упора, но динамические удары, на-
правленные вдоль и поперек оси, полезно живому ор-
ганизму.
Наличие (сжимающих напряжений на поверхности
кости уменьшает эффект локальных растягивающих на-
пряжений, могущих возникнуть при некоторых попереч-
ных ударах и других видах случайных напряжений. Рас-
пределение собственных напряжений сг2 и щ по длине
трубчатой кости показано на рис. 9.
Напряжение щ — действующее вдоль образующей.
Напряжение щ — действующее по касательной. Изме-
рения напряжений производились на базе 10 мм. Напря-
жения уменьшались от середины I кости в сторону мета-
эпифиза. Это явление может объясняться перераспреде-
лением внутренних усилий в сечениях вследствие
развития (В концевых зонах трабекулярной структуры.
Исследования полей собственных напряжений произ-
водились также в черепных костях людей в возрасте 21,
26, 43, 45, 65, 71 и 74 лет. При этом учитывалось измене-
ние с возрастом модуля упругости Е костей черепа,
который изменялся от 0,8-105 кгс/см2 в 21 год до
1 • 106 кпс/юм2 в 74 года.
Коэффициент поперечного сокращения кости, знание
которого необходимо для нахождения плоскостных соб-
ственных напряжений, р,=0,35 независимо от возраста
человека.
37
Рис 9 Распределение собственных напряжений ог и сг£ по длине
трубчатой кости.
Рис. 10. Схема располо-
жения исследуемых то-
чек на поверхности че-
репной коробки.
I—
П--
ш—
W-
V--
£Г —
тш—
Собственные напряжения определялись в обоих на-
правлениях черепной коробки по продольным и попереч-
ным осям. Изменения собственных напряжений произ-
водились в наружных и во внутренних слоях кости.
Распределение замеренных собственных напряжений
показано на рис. 10. Сечения I—I, II—II и т. д. харак-
теризуют собственные напряжения в сагиттальных плос-
костях, сечения 1—1, 2—2 и т. д. во фронтальных.
Указанные собственные напряжения замерены в наруж-
ной поверхности. Напряжения имеют знак во всех пунк-
тах в обоих направлениях. Их величина достигает
250 кгс/см2 (рис. 11).
Измеренные собственные напряжения во внутренних
слоях черепной коробки имели знак минус: в обоих на-
правлениях во всех пунктах напряжения сжатия были
выше, нежели напряжения растяжения.
Эксперименты показали, что величина собственных
напряжений ,в костях черепа интенсивно уменьшается с
возрастом (рис. 12). В 70 лет собственные напряжения
растяжения составляют 100 кгс/см2, в 20 лет —
250 кгс/см2. Аналогично понижается величина собствен-
ных напряжений сжатия соответственно с 400 до
220 кгс/см2.
Черепная коробка обладает собственными напряже-
ниями значительной величины. Хирургическое вмеша-
39
Рис. 11. Распределение собственных напря-
жений в костной черепной ткани.
гЖ
тельство в форме сверления, резекции создает перерас-
пределение их, что в неблагоприятных случаях может
сопровождаться растрескиванием кости либо отколами.
Образование указанного поля напряжений возможно при
нагружении костной коробки в процессе ее формирова-
ния усилиями, вызывающими пластические деформации
сжатия на внешней стороне кости. Такое поле напряже-
ний возможно при неравномерном росте кости, более
интенсивном развитии внешних поверхностных слоев по
сравнению с внутренними. Указанный рост слоев вызы-
вает упругопластические деформации сжатия на внеш-
ней поверхности, а после остановки роста и перераспре-
40
Рис. 12. Изменение собственных напряжений на наружной и внут-
ренней поверхностях в возрасте 20—70 лет.
деления усилий — растягивающие напряжения. Выска-
занные положения являются гипотезой, но они
объясняются законами механики,
В настоящее время трудно сказать, какую роль в
организме играют собственные напряжения, но в приро-
де редко наблюдаются случайные явления. По-видимому,
и собственные напряжения возникают как ответная
реакция на внешние воздействия.
41
Глава 4
ОБЩИЕ ПОНЯТИЯ ОБ УЛЬТРАЗВУКОВЫХ
КОЛЕБАНИЯХ, УЛЬТРАЗВУКОВЫХ КОЛЕБАТЕЛЬНЫХ
СИСТЕМАХ, ПРЕОБРАЗОВАТЕЛЯХ
И ИХ ИНЖЕНЕРНЫЕ РАСЧЕТЫ
Упругие колебания и волны
В практической жизни мы часто встречаемся с раз-
личными колебательными и волновыми движениями.
Если подходить с общих представлений, то в приро-
де существуют две основные формы волновых процес-
сов— электромагнитные и упругие волны, представляю-
щие собой периодические (в пространстве и во времени)
изменения состояния среды.
Основное отличие этих двух форм заключается в том,
что для распространения электромагнитных волн на-
личие упругих связей частиц вещества не является
необходимым, в то время как распространение упругих
колебаний определяется именно упругими свойствами
среды. Общим у них является достаточно широкая
область частот: от долей колебаний до миллиарда коле-
баний в секунду.
Принято разделять звуковые волны на следующие
диапазоны частот, Гц: 1) инфразвук—16; 2) слышимый
звук— 16—18 000; 3) ультразвук—18 000—1010; 4) ги-
перзвук 1010.
Инфразвук охватывает область медленных неслыши-
мых колебаний, например сейсмические волны. Ультра-
звуковая область начинается на пороге слышимости и
кончается на частотах нескольких тысяч мегагерц. Ко-
лебания, называемые гиперзвуком, лежат в области
частот, соответствующих тепловым колебаниям мо-
лекул в твердых телах.
Колебания, возбужденные в какой-либо точке мате-
риальной среды, распространяются в этой среде в виде
упругих волн, представляющих собой периодически че-
редующиеся области сжатия и разряжения (рис. 13).
Скорость распространения упругой волны определяется
свойствами среды, в которой она распространяется.
Распространение упругих волн происходит согласно
основным законам акустики.
42
Рис. 13. Схема процесса распространения колебаний в среде,
а — амплитуда; Я, — длина волны.
Упругие механические колебания характеризуются
следующими параметрами: частотой колебаний, выра-
жаемой в герцах и определяемой числом полных коле-
баний, совершаемых за одну секунду, временем одного
полного колебания, называемого периодом колебаний,—
Т; амплитудой колебаний, представляющей собой наи-
большее отклонение системы от состояния покоя и изме-
ряемой в мерах длины.
Частота колебаний:
(9>
где со — круговая частота или частота полных колебаний
за 2л.
Если в момент t=0, тело было выведено из равнове-
сия и начало колебаться, тогда в момент t амплитуда
колебаний будет:
Д=Д0.5тю/—Дозт2л/7. (10)
Полученное выражение представляет уравнение гар-
монического колебательного движения.
43
Взяв производную по времени от амплитуды смеще-
ния, получим скорость колеблющейся материальной
точки:
VA = -^==A0CO-COSG>t (11)
При этом наибольшее значение колебательной скорости
будет:
У^ах=(оЛ=2лГД. (12)
Вторая производная по времени от амплитуды сме-
щения дает выражение для ускорения колеблющейся
материальной точки:
л«=$-=т-=-л"“г5|п* <13>
наибольшая амплитуда ускорения:
АГХ=— Асоа= — юНЛ (14)
Полученные выражения показывают, что скорость и
ускорение точки тела являются периодическими функ-
циями от времени, частоты и амплитуды А. Коле-
бательная скорость возрастает пропорционально ча-
стоте, а ускорение его растет пропорционально квад-
рату частоты.
Наиболее существенную характеристику распростра-
няющейся волны представляет расстояние, которое она
проходит за один период колебаний, т. е. расстояние
между соседними сжатиями и разряжениями (см. рис.
14). Эта величина носит название длины волны, опреде-
ляемой частотой и скоростью звука в материале:
Х=|, (15)
где X — длина волны; с — скорость звука, см/с; f — час-
тота колебаний, Гц.
Упругие волны могут распространяться в любых
агрегатных состояниях вещества, но вид волны зависит
от упругих свойств среды и ее размеров. В газах и жид-
костях распространяются продольные волны, так как
такие среды могут передавать только нормальные
напряжения.
44
В противоположность газам и жидкостям твердые
тела, обладающие упругостью формы, способны переда-
вать также сдвиговые и крутильные напряжения.
Различные типы волн могут существовать как в чис-
том виде, так и <в виде различных комбинаций приво-
дящих к достаточно сложным волновым картинам.
Звуковая волна, распространяющаяся в среде, несет
с собой определенную энергию. Полная энергия ее будет
складываться из кинетической и потенциальных энергий:
E=Ek+En. (16)
Кинетическая энергия описывается уравнением:
р РУ% рШ2А2 COS2 tof /17ч
2 2 ' '
потенциальная энергия — уравнением:
g KtA2 рсоМ2 sin2 со/ 0 g)
где Ki = pco2 — коэффициент жесткости колебательной
системы.
Тогда полная энергия звуковой волны:
Еп=-^, (19)
где Е — полная энергия звуковой волны ЭРГ, см; р —
плотность среды, см3; со — круговая частота, с-1; А—
амплитуда колебаний, см; f — частота, с-1.
Полная энергия гармонического колебательного дви-
жения пропорциональна квадратам амплитуды и часто-
ты колебаний.
Так как энергия не является локализованной в дан-
ном участке тела, а перемещается в среде, то вводится
понятие интенсивности, или силы, звука. Под интенсив-
ностью понимают количество энергии, переносимое зву-
ковой волной за 1 с через перпендикулярную к направле-
нию перемещения волны площадку в 1 см2. С учетом то-
го, что энергия волны распространяется со скоростью зву-
ка, то интенсивность равна энергии, заключенной в пря-
моугольном параллелепипеде, площадь основания кото-
рого равна единице, а высота (величина) скорости звука:
1=Е0-с^рсА^. (20)
45
Из выражения видно, что максимальные значения
амплитуды, колебательной скорости и ускорения частиц
среды зависят от интенсивности.
Интенсивность прямо пропорциональна мощности
источника колебаний N, под которой понимают величину
полной энергии, излучаемой источником в единицу вре-
мени.
Интегрируя интенсивность I по замкнутой поверхно-
сти, содержащей источник колебаний, получим мощность
звука:
N=^IdS. (21)
S
Отсюда, если известна мощность излучателя и его по-
верхность, можно определить интенсивность ультра-
звука:
(22)
Интенсивность ультразвуковых колебаний измеряется
в эрг/см2 • с и Вт/см2. При этом 1 Вт/см2=
= 10~7 эрг/см2 • с.
Современная техника может обеспечивать получение
интенсивности ультразвуковых колебаний от нескольких
сотых долей Вт/см2 до сотен Вт/см2.
При распространении волны в любой среде часть
энергии волны затрачивается на преодоление необрати-
мых потерь, вызванных вязкостью материала. Этот про-
цесс носит название «поглощение звука». Поглощенная
энергия переходит в тепло, нагревая среду, в которой
она распространяется. Интенсивность колебательной
энергии непрерывно уменьшается по мере ее распростра-
нения. Поглощение энергии плоской бегущей волны
описывается уравнением:
, (23)
где 1О—интенсивность в исходной точке, Вт/см2; 1Х —
интенсивность на расстоянии х от исходной точки,
Вт/см2; х— путь, пройденный волной, см; а — коэффи-
циент поглощения, см-1.
Коэффициент поглощения представляет собой свой-
ство данного материала поглощать колебательную энер-
гию.
46
При изменении условий распространения, т. е. при
распространении волны через разные среды, только
часть энергии перейдет в другую, остальная часть отра-
зится от границы раздела этих сред. Отношение мощ-
ности отраженной волны к мощности исходной падающей
определяется коэффицентом отражения р.
Для плоской волны, падающей перпендикулярно на
поверхность раздела, он определяется отношением раз-
ности и суммы механических сопротивлений сред:
н-гш <м>
где 21, z2 — соответственно акустическое сопротивление
первой и второй среды.
Если волна падает на границу раздела мод углом, то
отраженная и прошедшая волна подчиняется законам
геометрической оптики.
Изучению ультразвуковых полей и их свойствам по-
ложил начало великий русский ученый физик Н. Н. Ле-
бедев, который в конце прошлого столетия провел пер-
вые исследования в этой области. Затем ультразвук
стал предметом исследований и многих других видных
ученых.
Ультразвук представляет собой волнообразно рас-
пространяющееся колебательное движение частиц среды
(газов, жидкостей, твердых тел). Вместе с тем ультра*
звуковое поле имеет специфические особенности по
сравнению с полями звукового диапазона. В области
высоких ультразвуковых частот получают направленное
излучение; ультразвук можно сфокусировать, что позво-
ляет достигать высоких интенсивностей ультразвуковых
колебаний.
Получение ультразвуковых колебаний
В технике разработано много различных методов
получения ультразвуковых колебаний.
Устройства, обеспечивающие излучение ультразвуко-
вых колебаний, называются ультразуковыми излучателя-
ми. Приборы, служащие для регистрации ультразвуковых
колебаний, называются ультразвуковыми приемниками.
В зависимости от вида потребляемой энергии (меха-
нической либо электрической) излучатели подразделяют
47
На две основные группы: механические и электромеха-
нические.
Механические излучатели в настоящее время полу-
чили наиболее широкое применение в ультразвуковых
свистках, жидкостных генераторах, гидродинамических
излучателях, в газоструйных излучателях и сиренах.
Используются все они для создания ультразвуковых ко-
лебаний в' жидкостях, воздухе и газообразных средах.
Они работают в широком диапазоне частот (20
~ 500 кГц).
Принцип действия газоструйных ультразвуковых ге-
нераторов основан на воздействии потока воздуха, па-
дающего с большой скоростью на острый край внутрен-
ней полости генератора, вызывая колебания с частотой,
равной собственной частоте резонатора. Газоструйные
генераторы просты по устройству, они имеют небольшой
КПД (около 30%) при мощности 1,5 кВт.
Жидкостные генераторы применяют для излучения
ультразвука в жидкость. Струя жидкости с большой
скоростью разбивается об острый край пластинки ре-
зонатора. Для работы жидкостного генератора необходи-
мо избыточное давление жидкости — 5 кгс/см2.
Недостатком ультразвуковых механических излуча-
телей является сложность их изготовления, требующая
высокой точности обработки и большой механической
прочности деталей. По этой причине ультразвуковые
излучатели не получили широкого применения в про-
мышленности.
Электромеханические излучатели более устойчивы,
чем механические. По принципу действия электромеха-
нические излучатели разделяют на электродинамичес-
кие, пьезоэлектрические и магнитострикционные.
Электродинамические преобразователи, основанные
на принципе взаимодействия проводника с током, приме-
няются редко.
Магнитострикционные преобразователи основаны на
магнитострикционном эффекте, открытом в 1847 г. Джоу-
лем. Пропуская по обмотке, наложенной на ферромаг-
нитный стержень, переменный ток, стержень изменяет
свои размеры под воздействием переменного магнитно-
го поля, т. е. прямой магнитострикционный эффект (рис.
14, б).
Если стержень из ферромагнитного материала сжи-
мать или растягивать, то в обмотке возникает перемен-
48
ный ток (рис. 14, а)—обратный магнитострикционный
эффект.
В настоящее время в ультразвуковых технологических
установках применяют прямой магнитострикционный
эффект.
При изготовлении магнитострикционных излучателей
определяются не только геометрические размеры, но при-
нимается во внимание материал преобразователя, его
конструкция и технология изготовления. Большим ма-
гнитострикционным эффектом обладает сплав платины с
Рис. 15. Блок-схема ультразвукового генератора.
I — задающий генератор; 2 — предварительный усилитель мощности; 3 — окон-
чательный усилитель мощности; 4 — блок согласования; 6 — блок питания;
6 —блок подмагничивания; 7 — нагрузка; 8 —датчик; 9 усилитель.
4 Заказ № 768
49
железом (32% платины, 68%' железа), но из-за высокой
стоимости он практически не нашел применения (см,
рис. 14, а).
Однако наиболее часто в ультравуковых установках
применяют преобразователи из никеля. Магнитострик-
ционные свойства его примерно в 2 раза меньше, чем
сплава пермендюра (кобальт-Ьваннадий), но благодаря
дешевизне и высокой коррозионной стойкости он нашел
первоочередное промышленное применение.
Магнитострикционные сплавы с алюминием (альфе-
ры) ввиду трудностей, связанных с прокатом и их вы-
сокой хрупкостью, ограничивают его практическое при-
менение.
В качестве магнитострикционного материала могут
применяться ферриты, свойства которых в большей сте-
пени зависят от составляющих (окиси никеля, железа,
цинка). У ферритов ничтожны потери на вихревые токи,
они устойчивы к температурным изменениям. Но у фер-
ритов имеется существенный недостаток — малая меха-
ническая прочность, что вызывает опасность их пере-
грузки при работе в системах большой мощности.
Обычный магнитострикционный преобразователь
представляет собой пакет, набранный из тонких пластин
толщиной 0,1 4- 0,2 мм, которые изолируются между
собой лакированием или оксидированием.
Пьезоэлектрические преобразователи основаны
на принципе пьезоэлектрического эффекта, открыто-
го в 1880 г. французскими учеными Жаком и Пьером
Кюри.
Сущность эффекта основана на том, что если дефор-
мировать пластину кварца, то на ее гранях возникают
противоположные по знаку электрические заряды.
Пьезоэлектричество — это электричество, возникшее
от давления («пьезо» в переводе с греческого «давле-
ние») . Пьезоэлектрический эффект возникает у кристал-
лов кварца, сегнетовой соли, турмалина, хлорита натрия
и др.
Для изготовления пьезоэлектрических преобразова-
телей из кристаллов кварца вырезают пластины таким
образом, чтобы плоскости их были перпендикулярны
одной из трех электрических осей. Такие пластины при
колебаниях излучают продольные волны.
Пьезоэлектрический эффект может быть прямым и
обратным. Возникновение зарядов на гранях пластины
50
при механическом воздействии называется прямым пье-
зоэлектрическим эффектом. Величина электрической
поляризации прямо пропорциональна механическому на-
пряжению, и знак ее зависит от направления вектора на-
пряжения:
e=dF, (25)
где е — величина электрического заряда; d — постоян-
ная величина, называемая пьезоэлектрическим модулем;
F — сила.
Принцип прямого пьезоэлектрического эффекта
используется при изготовлении приемников ультразвуко-
вых колебаний.
Наоборот, изменение размеров пластины, вызванное
действием электрических зарядов, называется обратным
пьзоэлектрическим эффектом. Изменение продольных
размеров пластинки под действием электрических заря-
дов пропорционально подводимому электрическому на-
пряжению:
8S=dU, (26)
где 6S — изменение продольных размеров пластины;
d — пьезоэлектрический модуль; U — подводимое напря-
жение в абсолютных электрических единицах.
Все излучатели ультразвуковых колебаний основаны
на принципе обратного пьезоэлектрического эффекта.
Кварцевые излучатели в настоящее время приме-
няются мало, так как они не выдерживают больших
механических нагрузок и очень хрупки.
Сегнетова соль по сравнению с другими пьезокрис-
таллами, в том числе и кварцем, обладает значительно
большим пьезоэффектом. Однако ей свойственны суще-
ственные недостатки, ограничивающие ее применение.
Это низкая температура плавления (около 60°C), при
которой исчезают пьезоэлектрические свойства.
После нагрева до температуры плавления сегнетова
соль не восстанавливает пьезоэлектрические свойства.
Сегнетова соль растворима в воде и боится влаги.
Советскими учеными под руководством член-корр.
АН СССР Б. М. Вула разработано новое вещество —
титанат бария. Получают его искусственным путем, об-
жимая при высокой температуре смесь минеральных
веществ (карбонат бария и двуокись титаната). Полу-
51
чаемое керамическое изделие обладает достаточной ме-
ханической прочностью и нерастворимо в воде.
Пьезоэлектрический эффект у титаната бария в 50
раз больше, чем у кварца, а стоимость его в 100 раз
меньше.
К недостаткам титаната бария можно отнести боль-*
шие механические и диэлектрические потери, приводя-
щие к перегреву, и низкую точку Кюри (около 90°C).
В последние годы разработана пьезокерамика из
цирконата-титаната свинца (ЦТС), обладающая вдвое
большим пьезоэффектом, чем пьезокерамика из титана-
та бария. Преобразователям из ЦТС не требуется спе-
циального охлаждения, они обладают большей механи-
ческой прочностью, имеют точку Кюри около 300 °C и
могут работать в непрерывном режиме в течение не-
скольких часов без охлаждения.
Типы ультразвуковых генераторов
Ультразвуковые генераторы предназначены для по-
лучения тока высокой частоты, необходимого для пита-
ния пьезоэлектрических и магнитострикционных пре-
образователей.
В промышленности применяются ультразвуковые
генераторы мощностью от 0,012 до 10 кВт. В СССР,
согласно ГОСТ 9865-61 «Установки ультразвуковые»,
выпускаются 18 типов генераторов ультразвукового
диапазона. К ним предъявляются требования: надеж-
ность в работе и высокий КПД, устойчивость синусои-
дального характера выходного напряжения, возможность
плавной регулировки частоты в заданном диапазоне
(обычно до 7%).
Рабочая частота ультразвуковых генераторов опре-
деляется их назначением. Ультразвуковые генераторы
рассчитаны для работы в диапазоне частот 18 кГц —
3 МГц. Для промышленного применения выделены опре-
ленные диапазоны частот.
Блок-схема ультразвуковых генераторов изображена
на рис. 15.
Работа генератора заключается в том, что выходной
сигнал маломощного задающего генератора управляет
частотой напряжения оконечных каскадов усиления
(2,3), выход которых через блок согласования (4) под-
ключен к нагрузке (6) (рис. 15). Задающий генератор
52
а узг
Пластмасса
к УЗГ
Рис. 17. Выпадение свободных радикалов под влиянием ультразву
ковых колебаний в функции времени.
определяет диапазон генерируемых частот, стабильность
;работы ультразвукового генератора в целом. Обычно в
качестве задающих генераторов используются генера-
торы с самовозбуждением, имеющие цепь положительной
•обратной связи. Частота генерации может варьироваться
путем изменения емкости или индуктивности контура
обратной связи.
Число каскадов усиления мощности и их принци-
пиальная электрическая схема выбираются из условий
эксплуатации генераторов, величины выходной мощ-
ности, наличия элементной базы.
Для согласования генератора с нагрузкой необхо-
димо, чтобы выходное сопротивление генератора, питаю-
щего преобразователь, было согласовано с приведенным
входным сопротивлением преобразователя. Для этого в
схему вводится блок согласования (4), включающий
компенсирующие емкость и индуктивность.
В ультразвуковых генераторах с нагрузкой на маг-
нитострикционный преобразователь для увеличения
амплитуды колебаний преобразователя дополнительно
вводится блок подмагничивания (6) (см. рис. 15), пи-
тающий постоянным током обмотку магнитострикцион-
ного преобразователя.
Одним из основных недостатков ультразвуковых ге-
нераторов является необходимость присутствия опера-
тора для согласования частоты генератора с частотой
преобразователя и для регулировки выходной мощности.
Для устранения нестабильности эксплуатационных пара-
метров схема ультразвукового генератора дополняется
системами автоматической подстройки генератора по
частоте и по мощности. Наиболее существенным при
разработке таких систем является выбор типа обратной
связи, например, по току или по акустическому сигналу,
снимаемому с датчика колебаний. Система автоматичес-
кой подстройки по частоте должна обеспечивать работу
генератора на той частоте, которая соответствует часто-
те колебаний преобразователя, обеспечивая максимально
возможную амплитуду колебаний рабочего торца пре-
образователя.
Для автоматической регулировки выходной мощности
и стабилизации амплитуды колебаний можно считать
перспективным направление работ, связанное с регули-
ровкой мощности с помощью управляемого выпрямителя,
включенного в цепь питания ультразвукового генера-
Б4
тора, а также с регулировкой мощности в оконечных,
каскадах в случае работы этих каскадов в линейных
режимах при небольшой выходной мощности (8, 9) (см.
рис. 15).
В целом, ультразвуковые генераторы должны удов-
летворять следующим требованиям:
1) иметь стабильные выходные параметры, независи-
мые от изменения режимов технологических процессов;.
2) должны быть, по возможности, малогабаритными,
удобными в эксплуатации и ремонте;
3) иметь систему защиты от перегрузок;
4) обеспечивать достаточно высокий коэффициент
полезного действия всей установки в целом.
Свойства ультразвуковых полей
Ультразвуковому полю свойственны эффекты, кото-
рые не проявляются в звуковом диапазоне при обычных
интенсивностях. Причиной возникновения этих эффектов*,
является возможность достижения предельных значений
амплитуд смещения в ультразвуковом диапазоне. Сме-
щение перестает быть весьма малой величиной, и урав-
нение, описывающее колебательный процесс в ультра-
звуковом диапазоне, принимает нелинейный характер.
Наряду с другими физическими явлениями этот факт
становится причиной возникновения ультразвуковых
эффектов.
Согласно систематизации, предложенной Spengler
[112], все явления, сопровождающие распространение
ультразвукового поля в среде, делятся на первичные и
вторичные, являющиеся следствием первичных.
Физическая природа первичных эффектов весьма
разнообразна. К линейным первичным эффектам отно-
сится переменное движение частиц (в жидкостях и га-
зах) и переменный поток в направлении распростра-
нения звука, при этом на частицы действует переменное
звуковое давление.
К нелинейным эффектам, вызываемым мощными
ультразвуковыми полями, относят ультразвуковую ка-
витацию, акустические течения, радиационное давление-
и др. [27].
Под радиационным давлением понимают среднее
до времени давление, действующее на препятствие в
55
ультразвуковом поле Его величина численно равна
плотности энергии в среде Е.
П=Е=-^, (27)
где I — интенсивность звуковых волн, Вт/см2; с — ско-
рость распространения звука в среде, м/с.
Величина радиационного давления существенно ма-
ла по сравнению с периодически изменяющимся
ультразвуковым давлением.
Радиационное давление возникает, когда в пределах
ультразвукового поля наблюдается изменение плотности
энергии и оно действует в направлении среды с мень-
шей плотностью звуковой энергии. Радиационное давле-
ние является причиной возникновения фонтанчика на
границе раздела двух жидких сред или жидкости и
газа.
В жидкой и газообразной среде при наложении поля
ультразвуковой частоты возникает наряду с перемен-
ным потоком также и постоянный поток. Такие потоки
называют акустическими течениями. Они имеют вихре-
образный характер и возникают не только в свободном
неоднородном звуковом поле, но и вблизи препятствий
и колеблющихся тел :[84].
В настоящее время изучены три типа акустических
течений. Во-первых, это мелкомасштабные течения
(СЛ), возникающие на поверхности раздела фаз в
пограничном слое. Теория этих течений разработана
Шлихтингом, который показал, что они имеют вихре-
вой характер.
Второй вид акустических потоков — это потоки, воз-
никающие вне пограничного слоя, соизмеримые с дли-
ной волны. Они также имеют вихревой характер. Такие
течения между плоскими пластинками (или в цилин-
дрической трубе) подробно исследованы Релеем |[82].
Третий тип — это течения в свободном неоднородном
звуковом поле. Они соизмеримы с величиной объема
среды, в котором действует ультразвуковое поле и мо-
гут быть существенно больше ультразвуковой волны.
Этот вид течений всегда направлен от излучателя по
•его оси. Задачу, описывающую течения в ограниченном
объеме, впервые решил Eckart [107]. Теория акусти-
ческих течений в настоящее время разработана только
для медленных течений, скорость которых меньше ампли-
туды колебательной скорости. Постоянный поток соз-
56
дает динамическое давление на предметы, помещенные
в ультразвуковом поле. Его действия складываются с
действием радиационного давления.
Одним из наиболее интересных явлений, имеющих
место в ультразвуковых полях большой интенсивности,
является кавитация [95]. Ультразвуковые волны, рас-
пространяющиеся в жидкости, образуют чередующиеся
области высоких и низких давлений, создающих зоны
высоких сжатий и зоны разряжений, которые в каждой
точке пространства меняются в течение периода коле-
баний. Явление кавитации основано на образовании
разрывов жидкости в течение фазы растяжения сопро-
вождающихся образованием полостей, которые захло-
пываются в период, соответствующий фазе сжатия.
В ультразвуковом поле кавитация образуется во время
фазы растяжения под действием переменного звукового
давления. Для возникновения кавитации необходимо до-
стижение определенного значения интенсивности ультра-
звука (порогового значения). Величина порогового зна-
чения зависит от частоты звука и сил сцепления в жид-
кости, которые увеличиваются с ростом внешнего стати-
ческого давления и снижением температуры. Так как для
образования полости требуется некоторое время, то при
очень высоких частотах (свыше 5 МГц) кавитация до
сих пор не получена. При низких частотах она возни-
кает при меньших значениях интенсивности, чем при
высоких. Порог кавитации растет также при увеличении
вязкости жидкости и степени ее дегазации.
Распространение ультразвуковых волн сопровож-
дается потерями энергии в результате поглощения ее
средой [5]. Причиной этого являются теплопроводность
среды и наличие трения между молекулами, так назы-
ваемого внутреннего трения. Поглощение энергии
ультразвука вызывает повышение температуры среды.
Кроме «внутреннего» трения, имеет место также и
«внешнее», или поверхностное, трение, проявляющееся
на граничной поверхности, разделяющей различные
среды. С «внешним» трением связан сильный локальный
нагрев, который рассматривается как вторичный тепло-
вой эффект.
Кроме тепловых эффектов, существует еще целый
ряд вторичных эффектов {112]. К ним можно отнести
механические, электрические, оптические, химические,
биологические. Многие из этих эффектов используются
57
в целом ряде технологических процессов в различных
отраслях техники, а также нашли применение в меди-
цине и биологии.
Глава 5
СОЕДИНЕНИЯ КОСТНЫХ ТКАНЕЙ УЛЬТРАЗВУКОМ!
Ультразвуковая энергия для соединения пластмасс
Ультразвуковая сварка пластических масс была раз-
•работана в МВТУ им. Н. Э. Баумана А. В. Мордвинце-
!вой и Н. А. Ольшанским ;[69, 61].
Пластические массы соединяются разными способа-
ми: путем нагрева и расплавления соединяемых частей
горячим воздухом, расплавлением контактируемых
зон горячим лезвием, путем образования на соединяемых
плоскостях трущихся пар и т. д.
Ультразвук имеет преимущество перед указанными
'способами сварки. Он вызывает минимальный разогрев,
позволяет получить высокую производительность про-
цесса, обеспечивает высокие в достаточной мере ста-
бильные показатели механических свойств соединений.
Свариваются изделия различных геометрических
форм. Существенно то, что при ультразвуковой сварке
не требуется предварительной очистки поверхностей,
так как эти функции успешно выполняются самими
ультразвуковыми колебаниями.
Ультразвуковая сварка пластических масс, как и
металлов, осуществляется за счет поглощения энергии
колебаний соединяемыми деталями [61, 69]. В зави-
симости от степени поглощения ультразвуковой энергии
пластические массы разделяются на разные группы.
Некоторые пластмассы хорошо проводят ультразвуко-
вые колебания и свариваются в течение короткого
отрезка времени. Другие пластические массы проводят
колебания лишь удовлетворительно. Некоторые пласт-
массы интенсивно поглощают колебания, при этом свари-
ваются детали малой толщины.
Схема ультразвуковой сварки металлов показана
на рис. 16, а, пластмасс —на рис. 16, б. Амплитуды
1 Глава написана с использованием материала докторской дис-
сертации В. И. Лощилова. u
58
ультразвуковых колебаний при сварке металлов направ--
лены вдоль контакта; при сварке пластмасс — перпенди-
кулярно зоне контакта. Температура у хорошо свари-
вающегося полистирола распределяется таким образом,
что максимальная температура находится в зоне кон-
такта. У плохо сваривающегося полиэтилена макси-
мальная температура не совпадает с зоной контакта, а
смещается относительно ее.
Несмотря на то что сварка пластических масс про-
изводится колебаниями, направленными перпендику-
лярно поверхностям соединяемых деталей, на поверх-
ностях контакта образуются силы трения. Последние
возбуждают повышение температуры, происходит рас-
плавление пластмасс. В жидкотекучей зоне механичес-
кая энергия непосредственно трансформируется в
тепловую. Под влиянием статических давлений в размяг-
ченной зоне растут общие молекулы, формируется
сварное соединение.
К хорошо сваривающимся пластическим массам, по-
мимо полистирола, относятся оргстекло, лавсан, капрон
и др.
Соединения пластических масс происходят при'
малых амплитудах колебаний волноводов-концентрато-
ров (20—60 мкм). В жестких пластмассах соединения
могут осуществляться не только непосредственно под
волноводом, но и на некотором расстоянии от него
Последние имеют место в результате распространения
ультразвуковых колебаний по изделию.
Соединения пластических масс ультразвуком можно
производить точечными концентраторами, ножевыми по
заданным линиям и по контуру. Сварка пластмасс по
контуру очень производительна, позволяет соединять
изделия разных форм. Пластмассовые изделия свари-
ваются в различных областях техники. Ультразвук
вытесняет с успехом малопроизводительный процесс
пайки полимеров, который недостаточно гигиеничен.
Сварка ультразвуком распространена на фабриках дет-
ских игрушек, при изготовлении тары, медицинских
ампул и т. д. Особенно целесообразно применение
ультразвука в крупносерийном и массовом произ-
водстве.
При принятии необходимых мер производство с при-
менением ультразвука оказывается совершенно безвред-
ным для человека.
59"
Необходимо устранить передачу колебаний ультра-
звукового инструмента к руке рабочего.
Ультразвуковая сварка позволяет получать соедине-
ния пластических масс с достаточно хорошими механи-
ческими свойствами — высокими пределами прочности
при растяжении, сжатии и изгибе. Тем не менее
достигнуть равнопрочности соединения по сравнению
с основным материалом часто бывает трудной за-
дачей. Прочность стыка оказывается нередко понижен-
ной.
Коэффициенты концентраций напряжений при ультра-
звуковой сварке часто имеют небольшие значения.
Это позволяет соединениям удовлетворительно воспри-
нимать не только статическую, но и переменную на-
грузку.
Сварные соединения пластических масс, как и сами
пластмассы, могут менять свои свойства с течением
времения в сторону понижения в зависимости от темпе-
ратуры окружающей среды, ее влажности и т. д.
Внедрение ультразвука в процесс изготовления
пластических масс требует постановки разносторонних
экспериментов, подтверждающих преимущество этого
технологического процесса для конкретно эксплуата-
ционных условий.
Пластические массы могут соединяться также при-
менением токов высокой частоты. Однако это требует
от них электропроводности.
Некоторые виды пластических масс, называемые
термореактивными, под действием температуры не раз-
мягчаются и не переходят в пластическое состояние, а
испытывают хрупкие разрушения.
Такие пластические массы ультразвуком свариваться
не могут.
Сварка ультразвуком в настоящее время может рас-
сматриваться как прогрессивный технологический про-
цесс соединения пластмасс. Он применяется в нашей
стране и во многих странах мира, в особенности в ГДР,
в ФРГ, в Центральном институте сварки в г. Галле и
других странах.
Очень важным является вопрос о контроле качества
процесса соединений полимеров, полученных ультразву-
ком. Контроль осуществляется в процессе изготовления
по величине деформирования пластмасс в зоне соеди-
нения, а также другими способами.
<60
Ультразвуковая сварка непрерывно совершенствует-
ся. Ее применяют для соединения тонких материалов в
оболочках, при.замене нитяных швов одежды и т. д.
Очень важной задачей является глубокое изучение
физико-химических процессов, образующихся в процес-
се ультразвуковой сварки, в особенности имеющих ме-
сто в сварочной ванне.
Создается различная аппаратура, обеспечивающая
высокую производительность этого процесса.
Следует отметить, что ультразвуковые инструменты
применяются не только в соединениях пластмасс, но и
для разъединения их. В настоящее время разрабатыва-
ются установки по резке пластмасс, которые гаранти-
руют хорошую производительность и получение правиль-
ных форм реза.
Физические процессы при ультразвуковых колебаниях
В жидких средах ультразвуковые волны вызывают
ряд явлений,"из которых наибольшим эффектом облада-
ет кавитация. При этом в жидкости, подвергаемой дей-
ствию ультразвука, при захлопывании воздушных пу-
зырьков возникают полости огромных давлений. Зоны
этих полостей имеют микроскопически малые размеры,
в них образуются импульсы — ударные волны. Они раз-
рывают связи, повышают температуру, развивают хими-
ческие процессы, способствуют образованию электриче-
ских зарядов и ионизирующих молекул.
При повышении частоты ультразвуковых колебаний
требуется большая интенсивность волн для образования
пузырьков. Напротив, низкочастотные колебания лучше
проникают вглубь сред и вызывают кавитацию.
В зоне пузырьков при весьма высоких давлениях
часто образуются разрывы макромолекул. В местах об-
рывов макромолекул появляются свободные макрора-
.дикалы, участвующие в образовании новых химических
связей.
В результате ультразвуковых колебаний образова-
ние свободных радикалов сопровождается процессом
полимеризации.
Так, проведенные эксперименты в МВТУ им. Н.Э. Ба-
умана по озвучиванию этил-а-цианакрилата показали,
что первоначально накопление свободных радикалов
происходит медленным темпом, а далее оно интенсифи-
61
цируется (рис 17). Вначале процесс полимеризации но-
сит анионный характер и катализируется анионами мо-
номера. С ростом числа радикалов характер полимери-
зации становится радикальным. В то время как объ-
ем циакрина полимеризуется при ультразвуковых коле-
баниях в течение нескольких десятков секунд, без уль-
тразвука—несколько часов [43].
По закону Фика скорость реакции зависит от кон-
центрации реагирующих веществ и определяется фор-
мулой:
(28)
S"
где / — поток вещества, направленный к поверхности;
D — коэффициент диффузии; — — градиент
dn |s'=o
интенсивности изменения) концентрации на поверхности;
dS — бесконечно малый элемент площади поверхности.
Экспериментами доказано [ПО], что ультразвуко-
вые колебания резко интенсифицируют процесс реакции
диффузии, способствуют перемешиванию среды. Они
повышают проницаемость клеточных мембран, способ-
ствуя проникновению ионов [109].
При ультразвуковых колебаниях большой интенсив-
ности в жидкостях образуются акустические течения,
имеющие вихревой характер. Скорость потоков растет
с интенсивностью ультразвуковых волн. Течения возни-
кают вблизи препятствий, вне пограничной зоны (вих-
ри) и в свободном от препятствий поле.
При наличии ультразвуковых колебаний возникают
радиационные давления. Радиационными называют
давления, действующие на препятствия в ультразвуко-
вом поле. Препятствиями являются не только помещен-
ные в поле посторонние тела, но также границы разде-
ла двух сред. Радиационное давление незначительно по
величине, оно в сотни раз меньше колебательного, кото-
рое изменяется периодически.
Ультразвуковые колебания значительно повышают
интенсивность процесса массообмена — диффузии. В зо-
не диффузии более энергично протекают физико-химиче-
ские процессы. При этом реагирующие частицы переме-
щаются к зонам, в которых идут реакции, и затем уда-
ляются от них.
62
Соединения костных отломков способами,
применяемыми в хирургии
В хирургии существует значительное число способов
соединения костных отломков.
В комбинированных соединениях при наличии метал-
лических связей и клеев распределение усилий от на-
грузок между разнородными связями происходит нерав-
номерно. Определить несущую способность каждой со-
ставляющей соединения невозможно, вследствие недо-
статочных данных о характеристиках связей клей —
кость, меняющихся в функции времени.
Указанные способы соединений костных отломков,
по мнению медицинских работников, имеют следующие
недостатки.
Во-первых, в месте соприкасания металла с костной
тканью иногда наблюдается ее рассасывание, что при-
водит к подвижности отломков, нарушающих их сращи-
вание.
Во-вторых, наличие слоев клея между тканями пре-
пятствует их регенерации и может вызвать некрозы или
несращение отломков. В-третьих, затвердение клея при
операциях происходит в течение длительного времени
при поступлении крови в зону склеивания, что также
препятствует процессу соединения. В-четвертых, введе-
ние металлических частей в организме требует вторич-
ной операции, наносящей человеку дополнительную
травму.
Остеосинтез ультразвуковыми колебаниями
Сварка костных тканей ультразвуком представляет
собой комплексный процесс, основанный на физико-хи-
мических и механических процессах.
Идея использования ультразвуковых колебаний для
соединения костных тканей — их сварки возникла на
основе работ по расширению применения ультразвука
для решения практических задач в области сварки.
Сварка с современных позиций представляет собой
технологический процесс соединения однородных и раз-
нородных металлических и неметаллических материа-
лов локальным приложением механической, химической
энергии или их комбинаций с целью образования из
отдельных частей монолитного целого.
63
На первом этапе ультразвуковые колебания исполь-
зовались для сварки металла, на втором — для соеди-
нения полимеров.
В 1962 г. канд. техн, наук А. В. Мордвинцевой (ка-
федра «Сварочное производство» МВТУ им. Н. Э. Ба-
умана) были проведены первые эксперименты по ис-
пользованию энергии ультразвуковых колебаний для
соединения куриных костей.
Локальное приложение ультразвуковых колеба-
ний к костям не приводило к положительным резуль-
татам. Кости обугливались и соединения не образовы-
вались.
Была сделана вторая Попытка использовать для свар-
ки костных тканей промежуточный материал — тонкую
пленку поливинил бутир ал я. Эффект оказался положи-
тельным. Ультразвуковые колебания, вызываемые вол-
новодом, позволили получить соединения пленок с ко-
стями.
Однако и такой косвенный прием соединений костей
с полимерами оказался также безрезультатным. С 1964 г.
МВТУ им. Н. Э. Баумана начало проводить работу сов-
местно с ЦОЛИУиВ на базе клинической больницы
№ 50 Москвы (проф В. А. Поляков, доц. Г. Г. Чемянов),
а также с ЦИТО (акад. М. В. Волков) и с ВНИИКиЭХ
(акад. Б. В. Петровский, член-кор. АМН СССР
В. И. Петров).
Было установлено, что ультразвуковые колебания,
внесенные в жидкий мономер, создают особые условия
для полимеризации, затвердевания и диффузии.
В качестве связующего мономера для остеосинтеза
был выбран циакрин (этил-а-цианакрилат) (присадоч-
ный материал), введение которого в организм является
безвредным.
Известно, что еще до применения ультразвука для
соединения костей использовались различные приемы и
методы.
Применяется в практике фиксация отломков метал-
лическими стержнями, например при переломах бедрен-
ных костей и т. д. При этом после вскрытия, соответ-
ствующего надреза, разведения отломков во внутримоз-
говой канал вводится металлический стержень, кото-
рый фиксирует в нем положение отломков до их регене-
рации. Этот способ требует вторичной операции —уда-
ления стержня после восстановления ткани.
В других случаях на место перелома укладывают
металлические пластины, которые прикрепляют винтом
или проволокой. Применяют также гвозди, штифты.
После регенерации металлические части удаляют при
повторном вскрытии. Г. В. Головин и П. Л. Новожилов
(Ленинградский институт переливания крови, 1953}
предложили склеивание костных отломков клеями на
основе эпоксидных смол при предварительном просуши-
вании костей и обезжиривании их поверхностей. Смесь,
остеопласта с финоленом вызывает экзотермическую*
реакцию с повышением температуры до 60 °C. Способ*
не получил распространения вследствие отрицательного*
влияния эпоксидных смол на организм.
Соединения отломков осуществляются при помощи
штифтов с нанесением на их поверхность остеопласта.
Имели место попытки в Австралии склеивания костей
пластмассовым клеем Истмен-910 [67].
В январе 1964 г. в клинике травматологии и орто-
педии МОНИКИ им. М. В. Владимирского были прове-
дены опыты по склеиванию костных отломков циакрином,
(этил-а-цианакрилатом).
Указанные методы восстановления отломков были'
основаны на применении соединений более жестких кле-
евых и более деформ ативных металлических связей. По-
видимому, клеевая составляющая соединения оказыва-
ет влияние преимущественно на его иммобилизацию^
Однако клеевые соединения не удовлетворили хирургов.
Поиск более рационального соединения привел к от-
крытию соединения костей с помощью ультразвука.
В качестве первого приближения была отработана
композиция, состоящая из мелкой раздробленной струж-
ки, взятой от трупа, смешанной с циакрином в разных
пропорциях. Под действием ультразвуковых колебаний
происходит быстрая полимеризация и отверждение.
Процесс полимеризации сопровождается физико-хими-
ческими реакциями. Происходит нагревание композиции
на несколько десятков градусов.
В МВТУ им. Н. Э. Баумана были проведены опыты
по оценке влияния глубины проникания циакрина в
кость на сопротивление соединений срезу и отрыву.
Испытания проводились на большеберцовых костях
животного. В образцах 25X 25 мм просверливались отвер-
стия 0 = 6 мм. На образец укладывалась форма из фто-
ропласта, с помощью ультразвуковых колебаний на-
5 Заказ № 768
64
Т,нгс/снг б,кгс/см*
Рис. 18. Пределы прочности сварного соединения в зависимости от
глубины проникновения присадочного материала в костную ткань.
дтлавлялся столбик из конгломерата диаметром 100 мм,
•высотой 5 мм. Глубина проникновения циакрина в
кость контролировалась и менялась. На рис. 18 изоб-
ражена зависимость предела прочности при отрыве от
глубины проникновения. Кривая 1 относится к соедине-
нию, полученному озвучиванием циакрина, кривая 2 —
озвучиванием композиции циакрина и акриловой пласт-
массы АСТ-Т. На рис. 19 соответственно показана зави-
симость предела прочности при срезе, определенная в
аналогичных условиях испытаний. Как видно из рис. 19,
глубина проникновения циакрина при указанных фор-
мах силовых воздействий оказывается существенно
важным фактором [51].
При ультразвуковой сварке костных тканей вблизи
волновода в циакрине развиваются явления кавитации.
Здесь же образуются свободные радикалы, которые из-
меряются при помощи парамагнитного резонанса. По-
вышение температуры происходит главным образом за
счет поглощения энергии ультразвуковых колебаний, а
66 !
Время, С
Рис. 19. Развитие температуры в жидком циакрине под воздейст>
вием ультразвуковых колебаний.
I—III—расположение термопар.
также в результате адиабатического сжатия, хотя по-»
следнее явление заметного влияния на величину темпе-
ратуры не оказывает.
Распределение температуры в зависимости от теп-
лообмена между жидкостью и твердыми зонами имеет
большое значение.
Экспериментальное исследование температурного*
состояния процесса полимеризации наплавляемой ком-
позиции было проведено термографированием согласно*
схеме, изображенной на рис. 19. Ультразвуковые коле-
бания сообщались волноводом А жидкости Б, наимень-
шие температуры имели место в зоне, наиболее уда-
ленной от места приложения ультразвуковых колебаний
(частота 26000 Гц, амплитуда колебаний до 50 мкм)'...
67" •
Рис. 20. Тангенциальные и нормальные составляющие акустического
потока у стенки, параллельной распространению волны (а).
1 — волновод; 2 — потоки; 3 —- стенки; 4 — костная ткань. Л — длина ультра-
авуковой волны; А — амплитуда перемещения волновода. Изменение танген-
циальной скорости от расстояния до поверхности (б).
Величина температуры имеет существенное значение
в процессе диффузии, которая пропорциональна первой
степени температуры Т жидкости.
Как было указано ранее, волновод воздействует на
жидкую среду, вызывает у твердых стенок вибрирующие
68
11 1 \ I L 4-103
1 \ 1 \ з-ю3
1 1 I ’ \г-ю3
1 1 (_ \i-io3 При cfit 1рке
1 1. При склеивании j
50 WO 150 htMKM
Рис. 21. Экспериментальное определение диффузионного проникно-
вения циакрина в костную ткань при ультразвуке.
движения частиц (рис. 20, а). В процессе движения кру-
гового характера возникают горизонтальные Vy и вер-
тикальные Vx составляющие вектора скорости.
Величины скоростей изменяются в зависимости от
расстояния рассматриваемой частицы в жидкости до
вертикальной плоскости.
Тангенциальная составляющая скорости колебаний
Vt в зависимости от расстояния у до вертикальной стен-
ки представлена на рис. 20,6.
Максимальная скорость колебаний частиц вблизи по-
верхности (вертикальные стенки) находится по форму-
ле (рис. 20):
Vmax=~(29)
где Vo — скорость перемещения конца волновода (кон-
центратора) ; h — расстояние исследуемой частицы от
поверхности; г — расстояние частиц от оси.
69
Скорость частиц падает с глубиной, особенно ин-
тенсивно вблизи концентратора, и растет с увеличени-
ем расстояния от оси симметрии.
Активизированный ультразвуковыми колебаниями
циакрин проникает в костные ткани. Это проникновение
является в большей мере средством наличия периодиче-
ского пространственного звукового давления. Звуковое
давление пропорционально потоку ультразвуковых
волн. Его величина в плоскости, перпендикулярной на-
правлению потока, меняется периодически на разных
расстояниях.
В точках, удаленных от источника излучения, давле-
ние обращается в ноль. Величина 1„ находится по фор-
муле:
<30>
где а — радиус излучателя (концентратора); с—-ско-
рость звука в рассматриваемой среде; р — волновое чис-
ло = —; п= 1, 2, 3 и т. д.
Таким образом, нулевое давление наступает на раз-
ных горизонтах, определяемых п=1, 2, 3 и т. д.
Наличие потоков и переменных давлений в жидкости
создает условия для развития диффузионных процессов.
Согласно теории Релея, количество жидкости, проходя-
щей через стенку пористой ткани, пропорционально ра-
диусу потока, пористости стенки, зависит от частоты ко-
лебаний.
Показано, что в костную ткань ультразвуковая
энергия наилучшим образом вводится при dk>6 (6 —
толщина акустического пограничного слоя; при а—
=26 500 Гц она составляет 1,4-10~3 см; dk — диаметр
коллагеновых волокон).
Таким образом, для создания оптимальных условий
проникновения циакрина в среду коллагеновых волокон
надлежит принимать частоту ультразвуковых колебаний
с учетом следующего обстоятельства. Чем больше диа-
метр коллагеновых волокон, тем меньше должна быть
частота ультразвуковых колебаний. При dk=5 мкм ча-
стоту ультразвуковых колебаний следует назначать
200000 Гц, при dk=13 мкм частота может быть приня-
та равной 25000 Гц.
70
Проводились экспериментальные исследования глу-
бины проникновения циакрина в костную ткань. Приме-
нялся способ снятия слоев костной ткани при активиза-
ции циакрина Критерием, определяющим глубину диф-
фузии, служила степень радиоактивности ткани. Было
установлено, что глубина проникновения циакрина в
костную ткань под действием ультразвуковых колеба-
ний составляет 150—200 мкм.
Выполнялись исследования по определению глубины
проникновения циакрина при склеивании без воздейст-
вия ультразвуковых колебаний. Результаты представле-
ны на рис. 23. В то время как ультразвуковая сварка
способствовала глубокому проникновению циакрина в
кость, при склеивании глубина проникновения исчисля-
лась единицами микрон.
Эффективность ультразвуковых колебаний объясня-
ется наличием потоков, обеспечивающих развитие кон-
вективной диффузии. Диффузия циакрина в костную
ткань имеет и другое значение. Аминокислоты коллаге-
на, взаимодействуя с циакрином под влиянием ультра-
звука, образуют единый слой с костной тканью, одно-
временно проникая в соединяемые кости на глубину
100—250 мкм.
На рис. 22 показано влияние величины амплитуды
ультразвуковых колебаний на глубину диффузионного
слоя присадочного материала. С ростом амплитуд коле-
баний возрастает глубина проникновения циакрина в
кость, однако до некоторого предела. С ростом амп-
литуд повышается темп полимеризации, возрастает
диффузия. Однако при очень больших значениях амп-
литуд процесс полимеризации настолько интенсифици-
руется, что тормозит диффузию.
Проникновение циакрина в костную ткань развива-
ется интенсивно в течение первых нескольких секунд,
в дальнейшем интенсивность уменьшается, процесс про-
никновения постепенно заканчивается за 40—50 с.
Экспериментально показано, что предварительная
обработка поверхности кости 8% раствором соляной
кислоты производит декальцинацию ее поверхности и
увеличивает глубину проникновения циакрина; повыше-
ние вязкости циакрина напротив уменьшает ее (см. рис.
22).
Показано также, что увеличение частоты ультразву-
ковых колебаний улучшает проникновение циакрина в
71

0,02 0,04 0,06 0,08 И,г/м-с
Рис. 22. Зависимость глубины диффузионного слоя от акустических
и технологических параметров.
ткань, рост частоты от 25000 до 45000 Гц, углубляет
проникновение с 150 до 250 мкм.
Глубина проникновения циакрина зависит от отдела
кости. Из рис. 23 следует, что наиболее глубокое про-
никновение имеет место в торцевую поверхность, менее
глубокое — во внутреннюю и наружную поверхности.
Пунктиром показаны пределы изменения глубины при
разных экспериментах.
В процессе полимеризации происходит изменение
акустической проводимости циакрина. Критериями ее
является величина коэффициента затухания ультразву-
ковых свободных колебаний.
Проводились эксперименты по изучению коэффициен-
та затухания колебаний циакрина на образцах, изобра-
женных на рис. 24. В ванночку наливался циакрин. На
дне помещались термометр и виброметр. Измерялись
амплитуды колебаний, ускорения колебаний, вызываемых
концентратором при постоянной амплитуде 50 мкм. Из-
72
менение акустической проводимости, определенное ви-
бродатчиком в функции времени, иллюстрировано на
указанном рис. 24 сплошной линией.
В течение первых 25с акустическая проводимость
жидкого циакрина остается почти неизменной; после
добавления костной стружки увеличивается поглощение
энергии колебаний, акустическая проводимость несколь-
ко уменьшается. С момента полной полимеризации аку-
стическая проводимость в затвердевшем циакрине резко
увеличивается. Температура циакрина в ванночке повы-
шается (пунктирная линия на рис. 24). При полимери-
зации происходит поглощение энергии и температура
циакрина понижается.
В практике травматологии встречаются переломы
костей различных видов: поперечные, косые, винтооб-
разные и т. д. Во всех случаях, какими бы способами
соединения костных отломков не осуществлялись, остео-
73
Рис 24. Кинетика процесса ультразвуковой сварки.
1 — активирование; 2 — начало полимеризации; 3 — реакция полимеризации;
4 — образование конгломерата.
Рис. 25. Схемы и типы сварных соединений костей (а — б).
а — соединения костных фрагментов с помощью костных трансплантатов; б —
соединение костных фрагментов с помощью сварных швов.
синтез ультразвуковой сваркой следует рассматривать
как временное закрепление, обеспечивающее процесс
образования костной мозоли в оптимальных условиях.
Технические способы должны помогать развитию биоло-
гических процессов, но не могут заменить их.
74
Соединения костных отломков с помощью ультра-
звука возможно осуществлять наложением стыковых
швов путем укладки композиции (конгломерата), состо-
ящего из циакрина и костной стружки на место стыка,
по возможности при наличии предварительной подго-
товки кромок. Последняя осуществляется путем скоса
кромок в отломках, подлежащих соединению.
Примеры соединений костных тканей встык приве-
дены на рис. 25. Возможными формами соединений
костных отломков является применение транспланта-
тов — костных накладок, взятых у трупов, приваривае-
мых к отломкам костей боковыми швами, а также с
помощью сварных костных швов. Укладка швов, как
стыковых, так и при помощи трансплантата, требует
создания таких условий, которые бы обеспечивали ре-
генерацию — образование костных мозолей над стыком
или вокруг стыка.
Приваривание трансплантатов менее рационально,
нежели применение соединений встык, по соображени-
ям двоякого рода.
Соединения встык, как правило, не вызывают резкой
концентрации напряжений и создают равномерное
распределение напряжений в стыке. При укладке тран-
сплантата передача усилий в стыке оказывается несим-
метричной относительно оси элемента.
Образование сварного шва, соединяющего костные
ткани с применением ультразвуковых колебаний, иллю-
стрируется следующим образом. Присутствующие в кол-
лагене кости аминогруппы активизируют процесс по-
лимеризации мономера циакрина. Они связываются с
образовавшимися полимерами посредством ковалент-
ных связей.
Коллаген соединяется водородными связями со
сложноэфирными группами циакрина. Большое влияние
на механические свойства конгломерата циакрин —
костная стружка оказывает ее грануляция, иными сло-
вами— величина частиц измельченной кости. В специ-
альном аппарате кость раздробляется до размера гра-
нул около 1 мм. Однако размеры их могут отклоняться
от указанной цифры.
На рис. 26 показана зависимость предела прочности
материала сварного шва при изгибе в зависимости от
размера гранул костной стружки (6). Оптимальная ве-
личина гранулы костной стружки составила 1 мм, при
75
б. нгс ‘см ‘‘
НоличестВо наполнителя (К),
Рис. 26. Зависимость прочности наплавленного конгломерата от тех-
нологических параметров.
этом предел прочности достигает Оь=320 кгс/см2. Даль-
нейшее увеличение размера костной стружки ухудшает
смачивание поверхности ее циакрином и понижает
прочность сварного шва, а также увеличивает время
полимеризации конгломерата ультразвуковыми колеба-
ниями.
Прочность материала сварного шва зависит от со-
отношения между количеством костной стружки и циак-
рина. Наивысшая прочность при изгибе оь = 320 кгс/см2
имеет место при содержании циакрина и костной
стружки 1 : 1 (рис. 26). Указанные показатели механи-
ческих свойств конгломерата были получены при часто-
те f=26 500 Гц, амплитуде 55 мкм, контактном давле-
нии инструмента на конгломерат 0,5 кг.
76
Процесс ультразвуковой сварки костных тканей
сопровождается тепловым эффектом. Важной задачей
технологического процесса является доведение теплово-
го эффекта, вызываемого ультразвуковыми колебания-
ми, до минимума.
В МВТУ им. Н. Э. Баумана проводились экспери-
менты по измерению температуры в зоне укладки свар-
ных швов. В зоне соединений между трансплантатами
устанавливаются на расстояние 2,5 мм от источников
ввода ультразвуковой энергии хромель-копелевые тер-
мопары диаметром 0,15 мм. Запись температур произво-
дилась на шлейфовом осциллографе марки Н-700. По-
вышение температуры в результате приложения ультра-
звуковых колебаний имеет ярко выраженный локаль-
ный характер. На расстоянии 5 мм от места нахождения
концентратора она составляет около 30 °C. (Рис. 27).
Максимальная величина температуры при правиль-
ном технологическом процессе не превышает 60 °C,
длительность его определяется несколькими секундами.
Технология сварки, типы сварных соединений
костных тканей, их механическая прочность
Наиболее рациональны трансплантаты из аутотка-
ней. Они приживаются наиболее хорошо. При невоз-
можности получения аутотрансплантатов следует ис-
пользовать аллотрансплантаты (взятые у трупов).С те-
чением времени чужеродная ткань, как правило, рас-
сасывается в организме. Однако имеют место случаи,
когда костная мозоль окружает чужеродную аллоткань.
При этом последняя все же подвергается в организме
резорбции и в последующем также рассасывается.
Во всех приведенных случаях накладки транспланта-
тов изготавливаются из костей трупов и консервируются
различными методами.
Проводился цикл экспериментов, гарантирующих
получение надежных соединений костных пластинок,
сваренных ультразвуком. В качестве объектов исследо-
ваний были вырезаны две пластины размером 5Х10Х
Х60 мм, соединенные внахлестку (рис. 25). Испытания
образцов производились продольными силами перемен-
ной величины.
Величина разрушающих напряжений зависит от
продолжительности воздействия ультразвуковых коле-
баний на смесь (стружка+циакрин).
77
Рис. 27. Термический цикл в процессе сварки.
stf — ультразвук отключен после образования сварного соединения; б — уль-
, тразвук отключен в момент образования сварного соединения.
При воздействии ультразвука в течение 1 с раз-
рушающие напряжения при срезе составляли 64
кгс/см2, 3 с — 58 кгс/см2, 4 с — 45 кгс/см2 (см. рис. 28,
кривая а).
В случае отключения ультразвука на некоторое
время и повторного приложения колебаний к сварному
соединению величина разрушающих напряжений соеди-
нений костных тканей значительно понижалась по срав-
нению с первоначальными значениями.
Понижение разрушающих напряжений зависит от
продолжительности «отдыха», т. е. интервала между
первоначальными и последующими импульсами.
При отдыхе в 1 с разрушающее напряжение равно
12 кгс/см2, при 2 с — 42 кгс/см2, при 3 с —47 кгс/см2
(рис. 28, кривая б). Продолжительность импульсов со-
ставляла во всех случаях 2 с.
После установления, что оптимальная продолжи-
тельность импульса составляет 2 с, были поставлены
эксперименты для определения влияния на величину
разрушающих напряжений давления хирурга на инстру-
мент. Как показали опыты, увеличение давления свыше
0,6 кГ оказывало отрицательное влияние на прочность
сварного соединения.
78
Рис. 28. Зависимость прочности сварных соединений.
а — времени озвучивания; б — от повторных пропусканий ультразвуковым
колебаний.
Чтобы по возможности устранить влияние факторов
давления, зависящего от оператора, целесообразно при-
кладывать инструмент к циакрину, выступающему за
контур соединения. Перемещение концентратора при
этом будет определяться условием перехода жидкого
полимера, в частном случае циакрина, в твердое состоя-
ние.
Соединения костных фрагментов посредством транс-
плантатов могут усиливаться укладкой стыкового шва
по линии разрушения (см. рис. 25, а). Качественно при-
варивать стыковой шов без предварительной подготовки
кромки практически невозможно. Кроме того, и нали-
чие глубокого провара стыка не может считаться ра-
циональным с других позиций. Наличие промежуточ-
79
«ого тела — циакрина между костными отломками за-
труднило бы процесс естественной регенерации.
Укладка стыкового шва по поверхности при незна-
чительном затекании полимера в зону между костными
отломками несколько повышает прочность соединяемых
тканей.
Более эффективным с позиции прочности была бы
установка на костях нескольких накладок с разных сто-
рон, способствующих сохранению центральной передачи
усилий на стык. Последнее невозможно, так как потре-
бует всестороннего вскрытия раны, как было указано
выше.
Имели место примеры после кардиологических опе-
раций заварки грудины. Эта заварка полезна не столько
для передач усилий, сколько для сохранения неподвиж-
ности и герметизации. Грудина испытывает невысокие
напряжения, а сварное соединение удовлетворяет тре-
бованиям жесткости.
В МВТУ им. Н. Э. Баумана проводился ряд экспе-
риментов по .определению разрушающих напряжений
соединений костей в зависимости от технологического
процесса и по оценке несущей способности соединений
этого вида.
Испытания соединений костных накладок, обварен-
ных по контуру, производились при объеме присадочно-
го материала 3 см3, мощности источника 30 Вт. Пока-
зано, что при увеличении амплитуды колебаний до
€0 мкм время полимеризации уменьшается. Напротив,
при амплитудах больше 60 мкм время полимеризации
растет. Это объясняется повышенным разбрызгиванием
присадочного материала и образованием звукового
ветра, сопровождаемого потерей энергии в этих ус-
ловиях.
Изучалось влияние величины амплитуды на проч-
ность соединений при времени сварки /=5 с и указан-
ном объеме полимерного материала.
Результаты, приведенные в опыте показывают, что
яри амплитуде колебаний 50 мкм разрушающее напря-
жение оказывается наибольшим. Оно мало отличается
от разрушающих напряжений при амплитуде колебаний,
равной 40—100 мкм. Частота ультразвуковых колебаний
в пределах 20000—320000 Гц не оказывает влияния
на величину разрушающих напряжений, при разруше-
нии образцов.
80
Следует полагать, что понижение прочности, имею-
щее место при амплитуде колебаний меньше 40 мкм,
объясняется тем обстоятельством, что влияние ультра-
звуковых колебаний на физико-химические процессы
полимеризации уменьшается. Процесс становится подоб-
ным тому, который имел бы место без воздействия
ультразвуковых колебаний.
В процессе эксплуатации рекомендуется частота ко-
лебаний 26500 Гц. Это вызвано тем, что ее превыше-
ние сопровождается значительным перегревом магнито-
стрикционного преобразователя, а это сокращает срок
его эксплуатации.
Одним из существенных преимуществ сварки соеди-
нений по сравнению их с процессом склеивания явля-
ется радикальное сокращение времени полимериза-
ции присадочного материала циакрина в момент опе-
рации.
Физико-химический процесс в результате ультразвуко-
вых колебаний уменьшает время полимеризации в де-
сятки раз.
Ускорение полимеризационного процесса имеет су-
щественное значение при хирургических операциях, где
факторы времени играют значительную роль.
Крайне важной является характеристика длительной
прочности сварного соединения в той жидкой среде, в
которой оно находится в организме человека, с учетом
температуры, усилий, мышечных, Случайных динамиче-
ских нагрузок и т. д.
Приведем данные испытаний сварных соединений
при воздействии жидкой среды, полученные в МВТУ
им. Н. Э. Баумана, при применении в качестве приса-
дочного материала циакрина.
Имеются две причины понижения прочности соеди-
нений в жидкой среде. Одной из них является гидролиз
циакрина. Находясь в воде, он на 10-е сутки теряет
около 50% своей первоначальной прочности. Второй
причиной потери прочности является появление в соеди-
нении собственных напряжений вследствие неодинако-
вого разбухания в воде костного и полимерного мате-
риала.
Разность их деформаций создает собственные на-
пряжения сжатия в материале, испытывающем большее
разбухание, и напряжения растяжения в материале с
меньшими деформациями разбухания.
€ Заказ № 768
81
бр, кгс/см ‘
Рис. 29. Влияние имитирующей жидкой среды на прочность свар-
ных и клееных соединений.
Образование собственных напряжений растяжения в
соединениях костей при нахождении их в жидкой среде,
по нашему мнению, оказывает влияние на уменьшение
прочности. Хотя, может быть, это обстоятельство и не
является главным.
В МВТУ им. Н Э. Баумана изучено несколько пу-
тей повышения первоначальной и длительной прочности
сварных соединений костных тканей. Полезна перед на-
коплением полимеров обработка костей некоторыми
растворами кислот. Кислоты декальцинируют кость,
увеличивая, таким образом, составляющие коллагена,
принимающего непосредственное участие в формирова-
нии соединения.
Наиболее подходящим для обработки костей оказы-
вается раствор 5—7% соляной кислоты. Она имеет пре-
имущество по сравнению с фосфорной кислотой вслед-
ствие большей эффективности воздействия на демине-
рализацию.
Растворенные остатки в фосфорных и соляных кис-
лотах вымываются водой. Прочность сварных образцов-
из обработанных костных тканей повышается по срав-
82
нению с необработанными и достигает 150 кгс/см2 (об-
работка 5% соляной кислотой).
Для повышения длительной прочности сварных со-
единений следует снизить эффект гидролизации полимер-
ной массы. В МВТУ были сделаны опыты по добавле-
нию в присадочный материал целлулоида и акриловой
кислоты АСТ-Т, костной муки, которые, возможно, мо-
гут расширить количество центров регенерации и уско-
рить, таким образом, процесс заживления. Основной за-
дачей внесения в присадочный материал добавок яв-
лялось увеличение продолжительности сохранения
прочностных свойств сварных соединений в жидкой
среде.
Добавление стабилизирующих элементов производи-
лось в следующих соотношениях.
На рис. 29 показано влияние добавок на изменение
прочности сварных соединений посредством накладок
трансплантатов в функции времени. Как следует из
данных экспериментов, добавление к циакрину АСТ-1
позволило соединению сохранить 33% первоначальной
прочности в течение 20 сут пребывания образцов в
жидкой среде.
Накладки трансплантата имели размеры поперечно-
го сечения 10,4 мм2 при длине 80 мм. При этом несу-
щая способность соединения прикрепляющего на-
кладку к костям было доведено до несущей способно-
сти самого трансплантата (при статических нагруже-
ниях) .
Были сопоставлены деформативность соединения
трубчатых костей посредством костных и металличе-
ских пластинок. Костные трансплантаты создавали зна-
чительно более жесткие соединения, чем металлические
накладки (рис. 30). При нагружении силой Р = 2 кгс
прогиб костного трубчатого образца длиной 190 мм,
соединенный металлической пластиной, составлял
10 мм. В то же время прогиб 10 мм образца с кост-
ной накладкой имел место при нагружении усилий
12 кгс.
Деформативность соединения является частной его
характеристикой. Уменьшение деформативности может
рассматриваться в качестве фактора положительного,
но ни в коей мере не заменяющего основного — высокой
несущей способности костной конструкции. Последняя
определяется не только самими прочностными характе-
>6*
83
У, мм
Рис. 30. Деформации соединений при изгибе.
а — металлическая пластинка; б— костный трансплантат.
ристиками соединения, но и его геометрической формой
наложением швов требуемых размеров в условиях опе-
раций.
Регенерация и биологическая прочность
при сварке костных тканей
Описанное выше резкое понижение прочности соеди-
нений костей, сваренных ультразвуком, после нахожде-
ния в жидкой среде — воде или кровезаменителе было
бы отрицательным, если не существовало в организме
условий, параллельно действующих указанному явле-
нию.
В организме параллельно с падением механической
прочности растет его «биологическая» прочность, осно-
ванная на регенеративных процессах. Доказательством
служат исследования, проведенные над 45 животны-
ми [51].
В первой серии опытов (24 собаки) из передне-
внутренней поверхности кости предплечья вырезался
фрагмент 10ХЮ мм. В нем просверливалось отверстие
и крепилась нить лавсана, посредством которой дости-
галась возможность приложения к фрагменту усилий.
84
Рис. 31. Прочность на отрыв костной ткани, в функции времени на-
хождения в организме.
Фрагмент укладывался в свое ложе и приваривался к
нему по контуру ультразвуковой сваркой при присадоч-
ном материале циакрине и наполнителе (стружке). За-
тем рана зашивалась
Спустя 1, 7, 14, 21, 28, 36, 45, 60 дней у подопытных
животных приваренный фрагмент выдергивался с по-
мощью закрепленной в него нити. Усилие выдергива-
ния повышалось со времени нахождения фрагмента в
своем ложе, т. е развитием биологической прочности.
В другой серии опытов (21 собака) извлеченный из
кости осколок вставлялся в отверстие, но не привари-
вался к кости вовсе. Животные со вставленными, но
неприваренными осколками также подвергались опы-
там. У собак осколки извлекали из отверстий в анало-
гичные периоды времени.
85
Несмотря на отсутствие каких-либо внешних связей
между осколками и ложем, усилия при выдергивании
монотонно росли в зависимости от фактора времени.
В данном случае сопротивления отрывам характеризо-
вались лишь одним параметром —• биологической проч-
ностью, растущей вместе с процессом регенерации кон-
тактируемых тканей.
Зависимость отрывающих усилий в функции време-
ни нахождения соединения в жидкой среде показана на
рис. 31. Биологическая прочность появляется на 7-й день
контакта поверхностей и растет по закону кривой.
Кривая 1 —фрагмент был приварен с помощью
ультразвука к ложу.
Кривая 2 — фрагмент погружен в ложе без специ-
ального крепления.
Обе кривые выражают возрастание биологической
прочности, играющей, очевидно, большую роль в живых
телах.
Таким образом, сварные соединения выполняют
функции закреплений, способствующих иммобилизации
и содействующих улучшению условий регенеративных
процессов.
Механическая прочность соединения в жидкой среде
понижалась. Через сутки после операции она составля-
ла 70% от исходной, спустя 7 дней — всего 30%.
На 14-й день отмечались значительная деструкция
конгломерата, отторжение от ложа, слабо выраженные
признаки образования эндостальной костной мозоли.
После 28 дней наступали рассасывание конгломерата и
консолидация костных отломков, линия перелома обна-
руживалась в слабой степени у образцов серии 2. На
60-й день происходило полное сращение осколков с
основной костью.
Все сказанное является убедительным доказательст-
вом большого влияния на несущую способность биоло-
гической прочности.
На основе исследований [100] установлено, что пока-
зателем минерального обмена в кости, имеющего важ-
ное значение для жизнедеятельности, является содер-
жание кальция, неорганического фосфора, щелочной
фосфатазы.
Установлено, что после операции остеосинтеза с при-
менением ультразвука снижается содержание неоргани-
ческого фосфора и повышается содержание магния в
S6
Рис. 32. Механико-биологи-
ческая прочность соединения
в организме.
оперированной кости. Отме-
чалось резкое увеличение ак-
тивности щелочной фосфата-
зы (Я- М. Боданский). В сы-
воротке крови также наблю-
далось повышение содержа-
ния кальция, неорганическо-
го фосфора, увеличение ак-
тивности щелочной фосфа-
тазы.
Влияние остеосинтеза на
химический состав кости и
сыворотки крови будет изу-
чаться в дальнейшем.
На рис. 32 показаны ре-
зультаты экспериментов
прочности сварных соеди-
нений в организме однотип-
ных собак в течение 72 сут. Жирная линия показывает
величины пределов прочности сварных соединений на
основе проведенных испытаний. Сначала сопротивление
отрыву с течением времени нахождения в жидкой среде
понижается, так как механическая прочность сварного
соединения в жидкой среде падает. Далее наступает
этап нарастания биологической прочности, показанной
пунктиром. К 60-м суткам прочность соединения соот-
ветствует исходной.
Таким образом, соединения костных тканей сваркой
могут быть рекомендованы преимущественно для мало-
нагруженных элементов. При этом следует учитывать
временный характер закреплений и наступление необ-
ходимой регенерации.
Значительно более эффективным является использо-
вание ультразвуковых процессов для восстановления
костных тканей, что будет описано в главах 6—8.
Подводя итог сказанному в главе 2-й, следует еще
раз подчеркнуть принципиальное различие между про-
цессами соединений костных тканей клеями и их сва-
риванием с применением ультразвуковых колебаний.
Клеевое соединение основано на явлении адгезии,
сваривание представляет собой сложный химико-физи-
ческий механический процесс, в котором за счет энергии
ультразвука образуются кавитация, радиационное давле-
ние, выпадение радикалов, сопровождаемое заметным по-
87
вышением температуры, связи между циакрином и волок-
нами коллагена. В дополнение к физико-химическим про-
цессам механический эффект ультразвуковых колебаний
усиливает проникновение циакрина в ткань под влияни-
-ем следующих друг за другом импульсов. Весь указан-
ный комплекс факторов существенно отличает техноло-
гический процесс сваривания от склеивания.
Методы сваривания соединений костных тканей
описаны в ряде монографий и статей [60, 75, 80, 81,94].
Глава 6
ЗАМЕЩЕНИЕ ДЕФЕКТОВ В КОСТНЫХ ТКАНЯХ
НАПЛАВЛЕННЫМ КОСТНЫМ КОНГЛОМЕРАТОМ
Замещение дефектов костных тканей, образовавших-
ся в результате удаления доброкачественных или зло-
качественных опухолей и других поражений костной
системы, несмотря на большие достижения восстанови-
тельной хирургии, все еще остается в центре внимания
травматологов, ортопедов и хирургов.
Разработано много способов замещения костных де-
фектов, которые различаются в основном типом плом-
бировочного материала. Пломбирование костных поло-
стей можно осуществлять с помощью органических и
неорганических веществ, с помощью биологических и
синтетических материалов. Из всего многообразия раз-
работанных способов наибольшее клиническое приме-
нение нашло замещение костных дефектов с помощью
костной ткани — костная ауто- и аллопластика [13,81].
Костная аутопластика предусматривает использова-
ние костного трансплатата, взятого непосредственно во
время операции у того же оперируемого больного. Ис-
ход этих операций, как правило, благоприятный. Вместе
с тем этот метод имеет и некоторые отрицательные сто-
роны. Это связано с тем, что больному наносится до-
полнительная травма, возможны случаи, когда на месте
взятия трансплантата происходят осложнения в виде
переломов. Для замещения обширных костных дефектов
трудно подобрать трансплантаты нужных размеров, а
в случае замены суставных концов такой трансплантат
очень сложно подобрать [81].
Костная аллопластика предусматривает использова-
ние консервированных костных трансплантатов. Приме-
£8
нение костных трансплантатов, прошедших специаль-
ную обработку, позволяет замещать различные дефек-
ты. Исходы операций в большинстве случаев удовлетво-
рительны. Однако большие трудности в подборе доно-
ров, особые условия для извлечения костей, высокая
стоимость и большая продолжительность консервации,
малая пластичность кости и высокая трудоемкость при
подгонке по месту дефекта ограничивают применение
аллопластики [13, 81]. Недостаток вышеуказанных спо-
собов состоит и в том, что для их реализации необходи-
мо применение металлического крепежа (винтов, бол-
тов, пластинок, проволоки и т. п.) для прочного соеди-
нения ауто- и аллотрансплантатов с костью реципиента.
Кроме того, это требует повторной операции по удале-
нию крепежа после излечения. В детском возрасте про-
ведение подобных операций ограничено [13].
Основываясь на опыте ультразвуковой сварки кост-
ных фрагментов, советскими учеными В. А. Поляковым,
Г. А. Николаевым, В. И. Лощиловым, Г. Г. Чемяновым
в 1967 г. был предложен принципиально новый способ
замещения (воссоздания) утраченного участка кости —
ультразвуковая наплавка [64].
Сущность метода ультразвуковой наплавки (воссо-
здания) костной ткани состоит в том, что (рис. 33) по
месту дефекта на костное ложе укладывается наполни-
тель, который пропитывается жидким присадочным ма-
териалом, и под действием ультразвуковых колебаний в
результате сложного комплекса физико-химических
процессов, протекающих одновременно и взаимосвязан-
но, вся эта масса преобразуется в единый конгломерат,
прочно соединяющийся с костью реципиента.
В качестве наполнителя была выбрана костная ал-
лостружка.
Применение костной аллостружки, по мнению авто-
ров, должно способствовать ускорению процесса полу-
чения новообразованного костного регенерата по всей
пограничной зоне замещаемого дефекта, с одной сторо-
ны, за счет более обширной поверхности по сравнению
с костным трансплантатом, а следовательно, ускорению
минерального обмена, а с другой стороны, за счет ос-
теобластической грануляционной ткани, которая, обра-
зовываясь со стороны ложа дефекта, проникает между
костной стружкой (по мере удаления присадочного ма-
териала или по границе раздела наполнитель — приса-
89
г з
Рис. 33. Схема процесса ультразвуковой наплавки костных тканей.
1 — циакрин; 2 — костная стружка; 3 — акустический узел.
дочный материал) и соединяет костную стружку помо-
щи костных мозолей в единый сплошной костный мас-
сив.
Применение в составе композиций, предназначенных
для замещения дефектов в костных тканях, жидкого
присадочного материала этил-а-цианакрилата, с нашей
точки зрения, имеет весьма важное значение. Находясь
в жидком состоянии, присадочный материал, с одной
стороны, легко проникает между костной стружкой,
заполняя все пространство, а с другой стороны, он вы-
полняет функции проводника акустических колебаний.
При полимеризации этил-а-цианакрилата под действием
ультразвука присадочный материал выполняет уже
роль связующего, который прочно соединяет костную
стружку с костью до тех пор, пока не начнется процесс
перестройки наплавленного костного конгломерата во
вновь образующую костную ткань. В отвержденном со-
стоянии присадочный материал вместе с наполнителем
(костной стружкой) обеспечивает монолитность наплав-
ленного костного конгломерата, фиксирует форму за-
полняемого дефекта и в значительной степени опреде-
ляет его физико-механические свойства. В то же время
присадочный материал играет важную роль в распре-
делении напряжений по объему материала, в обеспече-
нии равномерной нагрузки при механическом воздейст-
вии на конгломерат.
Проведенное большое количество эксперименталь-
ных исследований на животных в ЦОЛИУВ и ЦИТО и
90
Рис. 34. Схемы различных вариантов заделки стержня.
полученные при этом положительные результаты по-
служили основанием для использования разработан-
ных композиций в клинической практике.
Первые операции данным методом были проведены
В. А. Поляковым и Г. Г. Чемяновым в 1969 г. в кли-
нике ЦОЛИУВ.
Так, больному Б., 30 лет, после удаления доброка-
чественной опухоли ультразвуковой резкой была про-
изведена послойная ультразвуковая наплавка костного
конгломерата объемом 3 см3. Исход операции удовле-
творительный.
Ряд операций по замещению дефектов в костных
тканях детям младшего возраста методом ультразву-
ковой наплавки были проведены в ЦИТО им. Н.Н. При-
орова М. В. Волковым и В. П. Андриановым. Резуль-
таты операций дали положительный результат [81].
Все операции в эксперименте и клиниках производи-
лись на универсальных ультразвуковых установках,
предназначенных для сварки, резки и наплавки костных
тканей УРСК-7Н, разработанных и изготовленных в
МВТУ им. Н. Э. Баумана.
Однако опыт клинического применения показал, что
данный конгломерат имеет некоторые недостатки. Он
пассивно участвует в кровоснабжении и, следователь-
91
но, медленно рассасывается. Поэтому в лаборатории
«Ультразвук и другие виды энергии в хирургии» МВТУ
им. Н. Э. Баумана были начаты работы по разработке
нескольких видов композиций, которые должны приме-
няться дифференцированно в соответствии с биологи-
ческими свойствами оперируемой кости, видом и вели-
чиной нагрузки, функцией, которую выполняет кость,
строением костной ткани в зоне наплавки и т. д.
Пригодность конгломерата для замещения дефектов -
в костных тканях оценивали по трем критериям.
1. Способность конгломерата временно восстанавли-
вать недостающую прочность кости (в результате произ-
веденной операции).
2. Способность конгломерата растворяться под дей-
ствием жидкой биологической среды с тем, чтобы обес-
печить замещение наплавленного конгломерата новооб-
разованным костно-тканевым регенератом.
3. Способность биологической среды проникать в на-
плавленный конгломерат с тем, чтобы восстановить кро-
воснабжение на замещенном участке кости.
Создание конгломератов, обладающих различной
прочностью, обусловлено тем, что в сложной системе
организма человека кости, составляющие скелет, имеют
различное функциональное назначение и, следователь-
но, должны воспринимать различные механические на-
грузки, создающие в них соответствующее напряжение.
Наличие дефекта в костной ткани в первую очередь
снижает ее работоспособность с точки зрения ее меха-
нической нагрузки, и даже запрограммированная на-
грузка может привести к потере устойчивости, а в не-
которых случаях и к ее разрушению. Особенно тща-
тельно следует соразмерять физико-механические свой-
ства наплавленного костного конгломерата с размерами
и расположением дефекта, подлежащего заполнению в
тяжелонагруженных костях скелета (кости ног, рук,
позвоночника) [37].
Оценку прочностных свойств кости следует опреде-
лять не только исходя из допускаемого напряжения в
каком-либо ее сечении, содержащем дефект или не име-
ющем дефекта, а главным образом исходя из возмож-
ности обеспечения ее устойчивости.
Для такой оценки, без учета действия мышц, может
быть использована задача Эйлера об устойчивости
равновесия деформируемых систем.
92
При нагружении стержня некоторой силой Р может
возникнуть продольный изгиб его при достижении силой
Р некоторого значения РКрит. определяемого из уравне-
ния Эйлера:
р _____ (QH
д Крит — р » \ох/
где Е — модуль упругости; I — момент инерпии; I —
длина стержня.
Решение уравнения Эйлера меняется в зависимости
от возможных перемещений стержня, а также от задел-
ки его концов. Для общего случая это решение прини-
мает вид:
р __ iflEI
гкрит (^2
(32)
где ц— коэффициент, зависящий от заделки концов, или
коэффициент приведения длины.
На рис. 34 приведены три случая заделки стержня
и указаны соответствующие коэффициенты приведения
длины Ц.
Особо нагруженные кости (конечности, позвоночник)
человека закреплены шарнирно, поэтому следует при-
нять ц=1.
Рассмотрим зависимость Ркрит от длины кости или,
что удобнее, от отношения ее длины к диаметру —=Л
d
Момент инерции для круглого стержня:
1^, (33)
КРИТ р — 64^2 — 64/(2 • Р4)
Ркрит, т. е. нагрузка, вызывающая потерю устойчивого
равновесия, прямо пропорциональна квадрату диаметра
стержня, но обратно пропорциональна квадрату отно-
шения — =К.
d
Напряжение в стержне, соответствующе потере ус-
тойчивости, будет равно:
у _______ Ркрит _ т?Е(Р___ /ок\
"Крит—" ^2 — тиР — 16№ V50'
“4~ —J—
93
Отношение C/d
Рис, 35. Зависимость напряжения
Окрит от отношения длины кости к
ее диаметру (l/d=K).
Таким образом, напря-
жение Окрит не зависит от-
диаметра, обратно 'про-
порционально квадрату
отношения ~ = К, как это
показано |на рис. 35.
Следовательно, чем
больше отношение--------
а
длины кости к ее диамет-
ру, тем меньше напряже-
ние будет соответствовать
потере устойчивости при
нагружении ее осевой на-
грузкой.
Таким образом, это
отношение можно поло-
жить за некоторый крите-
рий устойчивости кости и
за критерий оценки воз-
можности применять уль-
тразвуковую наплавку де-
фектов кости в зависимо-
сти от физико-механических свойств конгломерата.
Однако размер и расположение дефекта по направле-
нию к осевой нагрузке будут влиять не только на ве-
личину напряжения <тКрит, но и на величину РкрИТ, изме-
няя момент инерции I относительно осей, перпендику-
лярных к действию силы.
Рассмотрим трубчатую кость, в которой необходимо
заметить дефект прямоугольной формы, проходящей до
костномозгового канала (рис. 36).
Момент инерции для трубы с внутренним диаметром d
и внешним диаметром D можно определить по формуле:

(36)
где /х — момент инерции относительно оси х; 1У —
момент инерции относительно оси у. Оси х, у пер-
пендикулярны оси трубы — направлению осевой на-
грузки.
94
а б 6
Рис. 36. Схематичное изображение трубчатой кости.
а — без дефекта: б — дефект по образующей; в — дефект по окружности
Если стенка кости частично удалена, то контур бу-
дет незамкнутый и моменты инерции по различным
осям будут отличаться друг от друга.
В этом случае:
^=[(л— d)+0,5 sin 2а] . (37)
Гу=[(к -d) _0,5 sin 2а] ~ ~di . (38)
В зависимости от угла а, т. е. в зависимости от ве-
личины отсутствующей части окружности, отношение
моментов инерции с дефектом к моменту инерции целой
кости будет уменьшаться, как это показано на рис. 37
и в табл. 5.
Таким образом, мы видим из данных табл. 5 и их
графического изображения на рис. 37, что моменты
инерции относительно осей х и у снижаются в 2 раза
при удалении половины окружности, а наибольшее их
различие наблюдается в интервале значений а=30—60°.
Поэтому если большая ось прямоугольного дефекта
95
Рис. 37. Коэффициент изменения момента инерции поперечного сече-
ния трубчатой кости в зависимости от величины дефекта.
расположена по образующей цилиндра, то в этом слу-
чае снижение момента инерции и площади поперечного
сечения будет невелико и такой дефект можно запол-
нить наплавленным конгломератом небольшой прочно-
сти. Если она располагается по окружности, то в этом
случае опасность разрушения сильно возрастает и для
Таблица 5
Изменение отношения моментов ииерцин в зависимости от угла а
Значение угла в градусах
10 20 30 40 50 60 70 80 90
’у/’у 0.89 0,79 0,70 0,62 0,56 0,53 0,51 0,501 0,5
4/к 0,999 0,99 0,97 0,93 0,88 0,80 0,71 0,61 0,5
I заполнения таких дефектов нужен высокопрочный кост-
ный конгломерат.
Ускорить процесс регенерации направленного конг-
► ломерата можно путем создания пористой его струк-
туры.
Пористый конгломерат можно получать, вводя в
состав композиций специальные порообразователи. Ре-
акция порообразователя в этом случае происходит непо-
средственно в дефекте кости в процессе ультразвуковой
наплавки костного конгломерата.
Выделяющееся при наплавке тепло, а также ультра-
звуковые колебания активизируют процесс разложе-
ния порообразователя и выделение газообразных
продуктов, которые создают ячейки и поры в конгло-
мерате.
В качестве порообразователей используются различ-
ные органические и неорганические соединения.
Для получения однородного пористого конгломерата
необходимо строго регулировать интенсивность газовы-
деления и процесс полимеризации присадочного матери-
ала, сопровождающийся нарастанием вязкости.
При подборе порообразователя необходимо учиты-
вать, что скорость выделения газа в процессе наплавки
пористого конгломерата и рост ячеек должны быть со-
гласованы с процессом полимеризации присадочного
материала этил-а-цианакрилата.
Быстрое разложение порообразователя в низковяз-
ком присадочном материале приводит к разрушеншр
ячеек и улетучиванию газа или получению конгломерата
с крупноячеистой структурой.
Выделение газа после образования конгломерата
уже не может привести к образованию пор в наплав-
ленном конгломерате вследствие отсутствия текучести
этил-а-цианакрилата и его высокоэластической дефор-
мации.
Кроме того, вещество, используемое в качестве га-
зообразователя, должно быть не токсично, легко стери-
лизоваться и выделять за короткий промежуток време-
ни большое количество газа.
Всем вышеперечисленным требованиям отвечает угле-
кислый аммоний. (NH4)2CO2. По данным лаборатории
микробиологии ЦИТО им. Н. Н. Приорова углекислый
аммоний самостерилен, а его газовое число равно
400 см3/г.
7 Заказ № 768
96
Действие порообразователя оценивается кажущейся
плотностью конгломерата, которая определяется урав-
нением:
(39)
где у — плотность конгломерата; V — объем образца;
Vo—суммарный объем пор в пористом конгломерате.
Экспериментальные исследования показали, что ко-
личество порообразователя не должно превышать 7%.
С увеличением его количества в конгломерате вместо
большого количества сквозных пор образуется одна или
несколько больших газовых полостей.
Характерной особенностью пористого конгломерата
является зависимость его механических показателей от
кажущейся плотности.
Из представленных экспериментальных зависимостей
(рис. 38) видно, что с уменьшением кажущейся плот-
ности наблюдается падение механических характери-
стик конгломерата.
Так, уменьшение плотности пористого конгломерата
от 0,9 до 0,2 г/см3 снижает предел прочности при изги-
бе от 220 до 80 кгс/см2, значение удельной вязкости—
от 2,2 до 0,3 кгс-см/см2. Данный характер падения проч-
ности в зависимости от плотности конгломерата объ-
ясняется уменьшением толщины полимерных стенок
ячеек при увеличении количества вводимого вспенивате-
ля, напряженным состоянием стенок ячеек, хрупкостью
полимерной основы, а также присутствием в пористом
конгломерате костной стружки, которая хаотически ра-
спределена в конгломерате и способствует разрыву сте-
нок ячеек под нагрузкой и ослаблению материала, со-
здавая концентраторы напряжений.
Исследования оптимальных режимов конгломерата
ультразвуковой наплавки свидетельствует о том, что
существенное значение на физико-механические свойства
(рис. 39) оказывает амплитуда колебаний инструмента-
волновода, которая в данном случае не должна превы-
шать 45—50 мкм. Частота ультразвуковых колебаний
(см. рис. 39) существенного влияния на свойства конг-
ломерата не оказывает. При этом время ультразвуковой
наплавки пористого конгломерата объемом 3 см3 состав-
ляет 30 с.
98
Рис. 38 Зависимость прочностных характеристик наплавленного
костного конгломерата от кажущейся плотности.
Исследование поведения наплавленного конгломера-
та в имитирующей среде свидетельствует о том, что
водная среда с течением времени существенно изменяет
прочностные характеристики пористого конгломерата.
В аналитической форме изменение предела прочно-
сти в функции времени может быть со значительной сте-
пенью приближения выражено уравнением:
(40)
где t — 1, 2, 3..., сут; и—коэффициент =0,17—0,27сут-1
в зависимости от принятой композиции; щ — предел
прочности спустя fCyT в водной среде; сгв—первоначаль-
ное значение предела прочности конгломерата.
Как было показано выше, применение пористого
конгломерата определяется не только его физико-меха-
ническими свойствами, но, главное, возможностью его
99
Рис. 39. Зависимость прочностных характеристик наплавленного по-
ристого конгломерата от акустических параметров. Кажущаяся плот-
ность (г/см8).
1 — 0,7; 2 — О.ЗБ; 3 - 0,2.
активного участия в естественном процессе регенерации
костной ткани.
Проникновение жидких биологических сред внутрь
пористого конгломерата способствует быстрому расса-
сыванию костной стружки и, следовательно, процессу
естественной регенерации кости. Применение пористого
конгломерата не исключает образование костной мозо-
ли, а в дальнейшем и костной ткани внутри самой на-
плавки, что может ускорить нарастание «биологической
прочности» места дефекта костной ткани в целом.
В наплавленном пористом костном конгломерате
развитая система газовых объемов, сообщающихся или
100
процесса-
жидкости
(кровь),
систему,
не сообщающихся между собой или с окружающей сре-
дой, создает высокую гетерогенность среды, содержа-
щей в себе также большое количество твердого напол-
нителя (костной стружки).
Проникновение потоков жидкости через такую си-
стему можно рассматривать только приближенно, так
как неоднородность системы соизмерима с ее разме-
рами.
Общий характер течения жидкости вне зависимости
от его движущей силы внутрь микро- и макрополостей
пористого конгломерата может осложняться -----------
ми, возникающими в самой биологической
{например, крови, плазме и т. д.).
Сложная структура белковой жидкости
представляющая собой микрогетерогенную
может изменяться, так как кровь может коагулировать
(свертываться) при длительном контакте с твердой по-
верхностью.
Осаждение в капиллярах и в полостях пор, в объе-
ме пористого конгломерата коллоидных осадков (гель)
приводит к образованию полупроницаемых перегородок
и создает основу осмотических явлении, также вызыва-
ющих перемещение жидкостей под разностью осмотиче-
ских давлений по обе стороны полупроницаемой перего-
родки.
Полагая, что течение биологической жидкости в ка-
пилляры и щели пористого конгломерата является ла-
минарным, количество жидкости, проникшей в наплав-
ленный пористый конгломерат, можно определить из
уравнения Пуазейля:
4 8t]L
(41)
где Q — объем прошедшей жидкости, м3, г — радиус
цилиндрической трубы, м; АР — перепад давления,
Н/м2; L — длина трубы; см; т] — вязкость, м-кг-с-1;
t—время, с.
Уравнение ламинарного потока позволяет опреде-
лить среднюю линейную скорость потока, так как ско-
рость в ламинарном потоке V=f(r) распределяется по
параболическому закону:
v 8ig. •
(42)
101
Скорость проникновения будет также зависеть от
гидравлических сопротивлений движению жидкости.
Однако для ламинарного потока и малых скоростей эти
сопротивления малы. Скорость потока крови через ка-
пилляр радиуса г=0,01 см и длиной L— 1 см, если пере-
пад давлений создается лаплассовским давлением ДР.
выразится следующей зависимостью:
у__ Р2аг,жСО5 0_ Ср.ЖСО5б
v~ rBrjL ~ 4r)L 'r’
где <jrlnc — поверхностное натяжение на границе разде-
ла жидкость — газ (эрг-/см2); 0 — угол смачивания,
градус.
Из выражения (43) видно, что линейная скорость
потока прямо пропорциональна радиусу капилляра и
обратно пропорциональна его длине.
Исследования проницаемости конгломерата прово-
дились на специально разработанной установке на об-
разцах цилиндрической формы диаметром 10 мм и вы-
сотой 40 мм с различной кажущейся плотностью, на-
плавленных на оптимальных режимах. Амплитуда ко-
лебаний инструмента концентратора составляет 45—
50 мкм, частота ультразвуковых колебаний 26,5 кГц
(рис. 40).
На основании проведенных экспериментов была уста-
новлена зависимость между относительной плотностью
конгломерата и проницаемостью. Эти же данные пока-
зывают, что плотный конгломерат имеет проницаемость
воды весьма ограниченную или практически отсутству-
ющую. Сравнительная оценка проницаемости жидкости
через пористый конгломерат без ультразвука и с нало-
жением ультразвуковых колебаний частотой f=26,5 кГц
при амплитуде 50 мкм позволяет сделать вывод, что
воздействие ультразвука на жидкость приводит к боль-
шему увеличению скорости просачивания через пори-
стый конгломерат за счет того, что ультразвук создает
в жидкости целый ряд дополнительных явлений (аку-
стические потоки, звуковое давление и т. д.). Результа-
ты данного эксперимента позволяют сделать вывод, что
в реальных условиях операционного поля в момент на-
плавки конгломерата с газообразователем по месту
костного дефекта проникновение жидкой биологической
среды через пористый конгломерат происходит непос-
102
У, cm3Imi'“
Рис. 40. Проницаемость пористого конгломерата:
1 — при воздействии ультразвуковых колебаний; 2 — без воздействия звуко-
вых колебаний; а — уплотняющее кольцо; б — конгломерат; в — приемник
жидкости.
редственно в процессе наплавки пористого конгло-
мерата.
Можно предположить, что после заполнения всех пор
и каналов в пористом конгломерате коллоидными обра-
зованиями или гелем в условиях биологической среды
организма перемещение масс будет осуществляться зна-
чительно медленнее.
В этой связи представилось целесообразным исследо-
вать процесс проникновения жидкости через пористый
конгломерат при наличии полупроницаемой среды в
порах. Неподвижную полупроницаемую стенку на нашей
модели получали осаждением в порах конгломерата
ферроцианата меди. Для этого пористую наплавку тех
же размеров выдерживали в течение 2 ч в растворе
CuSO4, а затем переносили в раствор Кз[Ре(СЫ)в].
103
В порах происходит реакция:
2K3[Fe(CN)6] 4- 3CuSO4 = Cu3|Fc(CN)6]2| + 3K2SO4.
Ферроцианат меди Сиз[Ре(СМ)6]2 осаждается в виде
коллоидного осадка, обладающего свойствами полупро-
ницаемой перегородки. Анализ позволяет сделать вывод,
что заполнение пор в конгломерате коллоидными обра-
зованиями не представляет собой препятствия для про-
никновения биологических жидкостей во внутренние
поры, что облегчает течение регенеративных процессов:
в этом случае включаются осмотические явления, спо-
собствующие процессу регенерации.
Заполнение дефекта кости плотным конгломератом
практически исключает эти процессы в силу того, что
проницаемость при относительной плотности 0,9 г/см3
почти в 900 раз ниже по сравнению с пористым конгло-
мератом. Таким образом, пористый костный конгломе-
рат представляет собой материал, внутри которого мо-
гут развиваться регенеративные процессы.
Прочность наплавленного пористого конгломерата и
вообще любого конгломерата можно повысить за счет
применения армирующих элементов и способа армиро-
вания.
Роль связующего вещества заключается в объеди-
нении армирующего элемента в единую систему, в ко-
торой обеспечены одновременность работы всех состав-
ляющих компонентов и использование высоких механи-
ческих качеств армирующих элементов.
При этом важно сохранить пористую структуру в
материале для обеспечения высокой проницаемости его
для жидких биологических сред, что обеспечило бы нор-
мальную регенерацию кости.
Подбор армирующих элементов проводился с пози-
ции оценки прочности полученного материала и его би-
ологической приемлемости. В качестве армирующих ма-
териалов целесообразнее всего применять широко рас-
пространенные в медицине биологические материалы,
такие, как кетгутовые нити, костные отломки, костные
трансплантаты. В результате проведенного сравнитель-
ного анализа было установлено, что в качестве армиру-
ющих элементов целесообразно использовать костные
трансплантаты в виде пластин, так как это обеспечива-
ет максимальное приближение прочностных и биологи-
104
ческих характеристик к костной ткани. Материал с
кетгутовыми нитями и крупными костными отломками
уступает в прочности конгломерату с костными транс-
плантатами в десятки раз.
Для проведения исследований в лабораторных усло-
виях использовались пластины из лиофилизированной
бычьей кости, выпиленные с таким расчетом, чтобы
длина и высота их соответствовали размерам армиро-
ванного образца.
Сущность способа получения армированного конгло-
мерата заключается в следующем: по месту костного
дефекта (в клинических условиях) или в специальную
фторопластовую форму (в лабораторных условиях при
создании модели) закладываются костные транспланта-
ты, в пространство между ними помещается костная
стружка, смешанная с определенным количеством газо-
образователя; вся эта система пропитывается мономе-
ром эти л-а-цианакрил атом и полимеризуется под дей-
ствием ультразвуковых колебаний на оптимальных ре-
жимах.
Таким образом, армированный пористый костный
конгломерат представляет собой материал, состоящий
из армирующих элементов, скрепленных между собой
и с материнской костью пористой костной композицией
определенной плотности.
Все разработанные ранее технологические и акусти-
ческие параметры ультразвуковой наплавки пористого
костного конгломерата являются приемлемыми и для
армированного конгломерата. Поскольку химический
состав костной стружки и армирующих костных транс-
плантатов одинаков, не меняется и характер взаимодей-
ствия этил-а-цианакрилата с этими материалами; это
обеспечивает прочную связь армирующих элементов с
костью.
Образцы изготовлялись в специальных фторопласто-
вых формах, предусматривающих использование двух
элементов армирующего материала (кости), с различ-
ным шагом армирования. Длина и высота всех образ-
цов сохранялась постоянной и соответствовала 100Х
X ЮО мм. Ширина образцов менялась в зависимости
от изменения шага армирования. В торце фторопласто-
вых форм были сделаны насечки, позволяющие фикси-
ровать пластины костных трансплантатов на все время
формирования образца.
105
Расположение армирующего материала в операци-
онном поле дает лучшую сопротивляемость армирован-
ной наплавки наиболее опасным напряжениям сжатия
и изгиба.
Важнейшим параметром, определяющим все основ-
ные физико-механические свойства армированного конг-
ломерата, является коэффициент Да— степень армиро-
вания.
Степень армирования определяется по следующей
формуле:
Ка = А.100%, (44}
где б — толщина армирующего элемента; с — шаг арми-
рования.
При изготовлении образцов армированного конгло-
мерата толщина армирующего элемента во всех случаях
оставалась постоянной (3 мм). Шаг армирования под-
бирался таким образом, чтобы степень армирования
соответствовала 30, 40, 50 и 60%.
Увеличение степени армирования (т. е. уменьшение
величины шага армирования) приведет к увеличению
плотности армированного пористого материала.
Плотность армированного пористого материала свя-
зана со степенью армирования простой зависимостью:
(45)
где уа.к — плотность армированного конгломерата; уа—1
плотность армирующих элементов; ук — кажущаяся
плотность пористого конгломерата; Ка — степень арми-
рования.
Исследование прочности армированного костного
конгломерата на статическую прочность с различными
значениями степени армирования показало значитель-
ное увеличение прочности в сравнении с прочностью
пористого и плотного конгломератов, в большинстве
случаев соизмеримой с прочностью самой костной тка-
ни. Из результатов исследований видно, что наиболь-
шая прочность армированного костного конгломерата
достигается на плотном конгломерате при степени ар-
мирования к=бо %.
Высокая прочность на статический изгиб—440 кгс/см2
получается и на пористом конгломерате с кажущейся
плотностью 0,2 г/см3 и малой степенью армирования.
106
1 — армированного К=30%; 2 —пористого Т=0,2 г/см®.
что соответствует сгИзг самой костной ткани, использу-
емой в качестве армирующего элемента. Сравнительные
результаты пористого и армированного конгломератов
представлены на рис. 41.
Таким образом, проведенные экспериментальные ис-
следования свидетельствуют о том, что разработанные
композиции для замещения дефектов могут быть реко-
мендованы для самых различных дефектов в костных
тканях человека.
Экспериментальные исследования разработанных
композиций, предназначенных для замещения, на жи-
вых моделях были апробированы в Московской ветери-
нарной академии им. К. И. Скрябина под руководством
проф. М. В. Плахотина [76].
В качестве экспериментальных животных были ис-
пользованы овцы и собаки. После раскрытия мягких
тканей на лучевой кости предплечья наносился дефект
размером 1X3 см, в который укладывалась композиция
для наплавки. В качестве композиций были выбраны
композиции пористого конгломерата с кажущейся
плотностью 0,6—0,4 и 0,2 г/см3, контролем служил
плотный конгломерат с кажущейся плотностью 0,9 г/см3.
107
Ультразвуковое воздействие на композицию осуществ-
лялось от установки УРСК-7 на оптимальных режимахг
амплитуда колебаний инструмента-волновода 45—
50 мкм, частота ультразвуковых колебаний 26,5 кГц. На
4—8-е сутки после операции животное свободно нагру-
жало конечность.
Полное замещение наплавленного конгломерата
вновь образующимся костным регенератом происходило
в различные сроки.
Так, у овец наплавленный пористый конгломерат с
кажущейся плотностью у = 0,4 г/см3 замещался на 160-е
сутки, а у собак — на 180-е сутки. В случае заполнения
дефекта кости более плотным конгломератом у=0,6 г/см3
перестройка его осуществлялась медленнее на 20—
25 сут. Перестройка плотного конгломерата осуществля-
ется в среднем за 300 сут.
Восстановление дефектов в костных тканях наплав-
ленным пористым конгломератом является одним и®
возможных вариантов, но не единственным
Глава 7
РАЗРАБОТКА КОМПОЗИЦИЙ ДЛЯ ЗАМЕЩЕНИЯ
КОСТНЫХ ДЕФЕКТОВ НАПЛАВЛЕННЫМ КОСТНЫМ
КОНГЛОМЕРАТОМ С СОХРАНЕНИЕМ БИОЛОГИЧЕСКОЙ
АКТИВНОСТИ КОСТНОГО НАПОЛНИТЕЛЯ
Процесс ультразвуковой наплайки костного конгло-
мерата, предназначенного для замещения дефектов в
костных тканях, обусловлен сложным комплексом фи-
зико-химических процессов, которые протекают одно-
временно и взаимосвязаны.
К ним относятся: очистка поверхности костной тка-
ни ложа дефекта от адсорбированного слоя костного
жира, проникновение присадочного материала в кост-
ную ткань реципиента и костный наполнитель, химиче-
ское взаимодействие присадочного материала с костной
тканью, полимеризация присадочного материала и т. д.
Весь этот комплекс процессов способствует получе-
нию наплавленного костного конгломерата, который в
зависимости от состава компонентов в композиции мо-
жет обладать различной структурой и прочностью и од-
новременно приводит к получению прочного неразъем-
108
экспорт
ного соединения наплавленного конгломерата с костью
реципиента.
Однако независимо от состава композиции под дей-
ствием ультразвуковых колебаний присадочный матери-
ал (этил-а-цианакрилат, приблизительно на 250—
300 мкм) [43] проникает в костный наполнитель. Это
приводит к тому, что костная стружка оказывается
изолированной от жидкой биологической среды, про-
никающей в наплавленный конгломерат, и она практи-
чески не принимает участие в процессах перестройки
наплавленного костного конгломерата во вновь образу-
ющуюся костную ткань до тех пор, пока не произойдет
гидролиз полицианакрилата в костном наполнителе под
действием жидкой биологической среды организма.
Для того чтобы избежать проникновения присадоч-
ного материала в костную стружку и тем самым сохра-
нить ее биологическую активность, дать возможность ей
более эффективно участвовать в процессах перестройки,
было предложено произвести микрокапсулирование
костного наполнителя.
С учетом замены костной аллостружки на микрокап-
сулированную аллостружку были сформулированы
следующие требования.
1. Материал, предназначенный для микрокапсулиро-
вания костной аллостружки, должен отвечать всем ме-
дицинским требованиям, предъявляемым к высокомо-
лекулярным соединениям.
2. Вступать в химическое и физическое взаимодейст-
вие с присадочным материалом, а получаемое соедине-
ние — полицианакрилат (капсулирующий материал)
должно обладать высокой гидрофильностью, т. е. легко
распадаться под действием жидкой биологической среды
организма.
3. Толщина капсулирующей оболочки должна обеспе-
чивать надежную защиту костной аллостружки от про-
никновения в нее присадочного материала под действи-
ем ультразвуковых колебаний.
4. Процесс микрокапсулирования должен происхо-
дить в стерильных условиях при температуре не выше
60 °C во избежание необратимых деструктивных про-
цессов в костном наполнителе.
С учетом изложенных выше требований из всего
многообразия высокомолекулярных веществ и соедине-
ний, используемых для микрокапсулирования, были
109
отобраны следующие вещества: производные целлюло-
зы (этил- и ацетилцеллюлоза), поливиниловый спирт,
декстран, поливинилпирролидон, полиэтилцианакрилат,
поливинилацетат, полиуретаны.
Анализ медицинской литературы и наши экспери-
ментальные исследования, проведенные на кроликах,
собаках, овцах в вивариях Главного военного клиничес-
кого госпиталя имени Н. Н. Бурденко, Московской ве-
теринарной академии, показали, что эти вещества по-
разному ведут себя в условиях живого организма. Так,
поливиниловый спирт, этил- и ацетилцеллюлоза ведут
себя в организме пассивно и организм пытается вывести
эти материалы. Поливинилпирролидон и полиуретан не
обеспечивают достаточную защиту костной стружки от
проникновения в нее присадочного материала под дей-
ствием ультразвуковых колебаний.
Поэтому для микрокапсулирования костной гомо-
стружки были отобраны следующие материалы: поли-
этилцианакрилат (ПЭЦА), поливинилацетат (ПВА) и
декстран. Последний представляет собой аморфное ве-
щество — разветвленный полиглюкозид С6Н10О5 с боль-
шой молекулярной массой и свойствами, близкими к
плазме крови. ПЭЦА — прозрачный или слегка желто-
ватый, труднокристаллизующийся полимер, легко
растворяется в воде, рассасывается и выводится из ор-
ганизма: ПВА — прозрачный, аморфный полимер с от-
носительной плотностью от десяти до сотен тысяч, почти
не растворим в воде, но набухает в ней, используется
в сочетании с этил-а-цианакрилатом как клеевая ком-
позиция для соединения мягких биологических тканей.
Подробная информация об этих материалах доста-
точно полно освещена в литературе [4, 13].
По механизму получения защитной капсулирующей
оболочки все способы микрокапсулирования разделяют
на три основные группы: 1) пленкообразование из рас-
творов пленкообразующих материалов за счет регули-
рования их растворимости в данной среде; 2) пленко-
образование из расплавов пленкообразующих материа-
лов; 3) пленкообразование в результате полимеризации
или поликонденсации низкомолекулярных веществ на
поверхности капсулируемого вещества.
Нанесенная оболочка может иметь толщину от долей
микрона до нескольких миллиметров, при необходимо-
сти ее наносят в несколько слоев; в зависимости от
ПО
свойств капсулирующего материала она получается
эластичной или жесткой [65].
Процесс микрокапсулирования костной аллоструж-
ки производился по первой группе, т. е. пленкообразо-
вание из растворов пленкообразующих материалов за
счет их растворимости в данной среде, по технологии,
отработанной в отделе полимеров ВНИИИМТ
(А. Я. Акимова) и подробно описанной в работе В. Г. Ве-
денкова с соавт. [9].
Микроскопические исследования структуры попереч-
ного среза капсулированной костной стружки [97] по-
казали, что все капсулирующие оболочки представляют
собой пористую среду со сложной структурой порового
пространства. Частицы полимерных веществ при осаж-
дении на поверхности костной стружки образуют мат-
рицу пористой среды, а поры в материале оболочки
представляют собой пустоты, образовавшиеся между
частицами вследствие их неплотного прилегания при
осаждении. Пустоты наблюдаюся как отдельные, замк-
нутые, так и сообщающиеся между собой и окружаю-
щей средой и распределены в материале оболочки не-
упорядоченно. Диаметр этих пор достигает величины
10—20 мкм.
Теоретический расчет проникновения присадочного
материала в капсулирующие оболочки произведен по
формуле:
Я = , (46)
где Я —максимальная глубина проникновения приса-
дочного материала в капсулирующую оболочку; а—по-
верхностное натяжение; 0 — краевой угол смачивания;
г — радиус капилляра; г] — вязкость присадочного ма-
териала; р — коэффициент извилистости; К—коэффи-
циент, зависящий от интенсивности ультразвуковых
колебаний.
Расчет показал, что данная формула дает только
качественную оценку этому процессу.
Из этой формулы видно, что проникновение этил-а-
цианакрилата в капсулирующую оболочку зависит от
энергии ультразвуковых колебаний, от состояния поверх-
ности, строения капсулирующей оболочки и от вязкости
присадочного материала. Вязкость в данном случае яв-
111
ляется сложной функцией времени протекания этого
процесса, так как ее изменение создается реакцией по-
лимеризации этил-а-циапакрилата, инициированной уль-
тразвуковыми колебаниями, и химическим взаимодейст-
вием с капсулирующим материалом. При полимериза-
ции этил-«-цианакрилата вязкость его с течением вре-
мени увеличивается по экспоненциальному закону. Как
следствие из вышеприведенной формулы при т]—>оо
Н—И), т. е. процесс проникновения заканчивается. Так
как вязкость является функцией времени полимериза-
ции, а глубина проникновения — функцией вязкости, то
можно считать, что глубина проникновения, или толщи-
на капсулирующей оболочки, является функцией поли-
меризации присадочного материала.
Проведенные экспериментальные исследования по
определению глубины проникновения присадочного ма-
териала в капсулирующие оболочки показали хорошую
сходимость теоретических и экспериментальных резуль-
татов [97].
Отработка технологии ультразвуковой наплавки
костного конгломерата с использованием капсулирован-
ных наполнителей производилась на образцах в виде
брусков размером 5X10X100 мм, полученных во фто-
ропластовых формах.
Озвучивание производилось от ультразвуковой лабо-
раторной установки типа Л-2 [97]. За критерий пригод-
ности наплавленного костного конгломерата была взята
статическая прочность на изгиб и водостойкость.
Из технологических параметров наиболее важным
является определение точного соотношения присадочно-
го материала и наполнителя, так как от этих величин
во многом зависят физико-механические свойства на-
плавленного костного конгломерата. Из проведенных
экспериментальных исследований видно (рис. 42), что
наибольшая прочность 370—390 кгс/см2 достигается на
композициях 2 и 3 при введении 60% присадочного ма-
териала, а на композиции 1 при введении 55% приса-
дочного материала — наибольшая прочность 240 кгс/см2.
Уменьшение количества присадочного материала от
оптимального соотношения приводит к довольно резкой
потере прочности вследствие неравномерной пропитки
присадочным материалом наполнителя.
В то же время увеличение процентного соотношения
присадочного материала по отношению к наполнителю
112
Рис. 42. Влияние количества присадочного материала на прочность
костного конгломерата:
I — костная стружка в ПЭЦА: 2 — костная стружка в декстране; 3 — кост-
ная стружка в ПВА; 4 — исходная костная стружка.
выше оптимального значения также влечет к уменьше-
нию прочности, что можно объяснить недостаточным
количеством наполнителя, необходимого для обеспече-
ния прочности.
Свойства и качества наплавленного костного конгло-
мерата в значительной степени зависят от воздействия
ультразвуковых колебаний, так как благодаря им в на-
плавочной ванне развивается сложный комплекс физи-
ко-химических процессов. Поэтому исследование основ-
ных акустических параметров ультразвуковых колеба-
ний (частота ультразвуковых колебаний, амплитуда
колебаний инструментов волноводов) является основ-
ным вопросом при отработке технологии ультразвуковой
наплавки костной ткани.
Определение оптимальных значений параметров
ультразвукового воздействия уточнялось путем последо-
вательного уменьшения или увеличения каждого из них.
Варьировалось только одно какое-либо значение, в то
время как остальные параметры оставались неизменны-
8 Заказ № 768
113
бизг> кгс/см 2
400\-----------
р=о,5 иг
f= 28,5 нГц
Рис. 43. Влияние амплитуды колебаний волновода-инструмента на
прочность капсулированного конгломерата. Объяснения те же, что
и на рис. 44.
ми. При изменении амплитуды колебаний инструментов
волноводов время воздействия ультразвуковых колеба-
ний ввиду зависимости отэтого параметра было перемен-
ным. Пределы изменения параметров определялись зна-
чениями, при которых выявлялся максимум прочности
образца наплавляемого конгломерата.
Для выявления влияния величины ультразвуковых
колебаний инструментов волноводов на физико-механиче-
ские свойства наплавленного костного конгломерата бы-
ла изготовления партия образцов, которые озвучива-
лись на амплитудах 40—120 мкм. Как показала обра-
ботка экспериментальных данных (рис. 43), наибольшая
прочность достигается на композиции 2 при амплитуде
колебаний инструмента волновода 50 мкм, а для ком-
позиций 3 и 1 величина амплитуды инструмента волно-
вода не должна превышать 55—60 мкм, так как повы-
шение этой величины ультразвукового воздействия выше
оптимального значения вызывает увеличение деструк-
тивных процессов как присадочного материала, так и
органической составляющей кости. Уменьшение ампли-
114
туды колебаний инструмента волновода от оптимальной
величины приводит к почти линейному падению прочно-
сти костного конгломерата, что можно объяснить недо-
статочно полным протеканием физико-механических
процессов, при этом время ультразвуковой наплавки
костного конгломерата резко увеличивается.
Исследование влияния частоты ультразвуковых коле-
баний на прочностные свойства наплавленного костного
конгломерата производилось в диапазоне частот 20—
60 кГц.
В результате проведенных нами исследований было
установлено, что частота ультразвуковых колебаний в
исследованном диапазоне практически не влияет на ме-
ханическую прочность наплавленного костного конгло-
мерата. Поэтому, исходя из конструктивных соображе-
ний, нами была выбрана частота ультразвуковых коле-
баний, равная 26,5 кГц.
В процессе обработки технологии ультразвуковой
наплавки капсулированного костного конгломерата
большое внимание было уделено исследованию процес-
сов распределения температур по поперечному сечению
образца, поскольку температура, развивающаяся в
процессе ультразвуковой наплавки, во многом опреде-
ляет приемлемость этого метода в клинической прак-
тике. Для замера температур нами были использованы
хромель-копелевые термопары диаметром 0.1 мм, предва-
рительно оттарированные. Регистрация температуры
осуществлялась на светолучевом осциллографе Н-700.
Схемы замера температуры, представленные на рис. 4,
свидетельствуют о том, что температурные поля нами
исследовались как в месте контакта волновода инстру-
мента, так и в глубинных слоях наплавляемого конгло-
мерата. Как видно из приведенных данных (рис. 44),
температура в наплавляемом конгломерате равномерно
развивается как в горизонтальном, так и в вертикальном
направлении. Наибольшая температура 65—70 °C раз-
вивается в поверхностных слоях вследствие специфиче-
ского действия ультразвука и начала полимеризации.
В глубинных слоях разогрев наплавляемого костного
капсулированного конгломерата происходит более плав-
но. Это способствует более плавному протеканию фи-
зико-механических процессов, а значит, и получению
конгломерата с уменьшенным количеством перенапря-
женных участков.
.8*
115
Рис. 44. Влияние амплитуды колебаний волновода-инструмента на
распределение температуры по сечению наплавленного конгломерата
(костная стружка в оболочке декстрана).
Учитывая, что наплавленный костный конгломерат
сразу непосредственно после окончания процесса ультра-
звукового воздействия находится под влиянием жидкой
биологической среды организма, исследование поведе-
ния наплавленного капсулированного конгломерата в
имитирующей среде позволяет оценить изменение его
физико-механических свойств.
Поэтому в качестве одного из главных критериев
пригодности конгломерата для замещения дефектов
выбрана водостойкость, т. е. способность наплавленно-
го конгломерата противостоять разрушающему дейст-
вию водной среды.
Испытуемые образцы наплавлялись в разборных
формах (для каждого вида капсулированной стружки)
на оптимальных режимах ультразвукового воздействия:
амплитуда колебаний инструмента волновода 50—
60 мкм, контактное давление 0,5 кг, частота колебаний
26,5 кГц, продолжительность ультразвукового воздейст-
вия 40—65 с в зависимости от вида наполнителя. Для
сравнения в качестве контрольных испытывались образ-
цы из обычной костной стружки.
Полученные образцы помещались в эксикатор, за-
полненный водой, и после выдержки при температуре
36 °C в течение определенного времени подвергались ис-
116
Рис. 45. Влияние водной среды на прочность наплавленного конгло-
мерата. Объяснения те же, что и к рис. 44.
пытаниям на прочность при изгибе и с целью определе-
ния удельной ударной вязкости.
Определялась прочность образцов, выдержанных в во-
де 1, 3, 7, 14, 21, 28 сут, на изгиб на разрывной машине
SEP, и эти показания сравнивались с прочностью «су-
хих» образцов и образцов из обычного, некапсулирован-
ного, костного конгломерата.
Образцы из простого костного конгломерата сохра-
няют до 18% первоначальной прочности после пребы-
вания в водной среде до 12 сут. Капсулированный кост-
ный конгломерат теряет свою прочность вследствие
диффузии воды вглубь образца, которая приводит к
гидролизу присадочного материала. Образец теряет
жесткость, становится более эластичным; при наблюде-
нии в микррскоп просматриваются поры, увеличиваю-
щиеся по размерам и в количественном отношении, при-
чем разрушение конгломерата происходит неравномер-
но, а характер падения прочности различен у всех ис-
пытуемых композиций.
Анализ результатов экспериментов, приведенных на
рис. 45, показывает, что наибольшей прочностью и во-
достойкостью обладает конгломерат из композиций 3,
состоящей из костной капсулированной стружки с обо-
лочкой из поливинилацетата и циакрина. Для данной
117
композиции падение 50% первоначальной прочности
на изгиб наблюдается лишь на 28-е сутки пребывания в
имитирующей среде. Представленные данные экспери-
ментальных исследований по определению удельной
ударной вязкости свидетельствуют также, что и при
данном виде испытаний композиция 3 показывает луч-
шую водостойкость.
Такое падение прочности можно объяснить не только
гидролизацией полициакрина, соединяющего отдельные
закапсулированные стружки в единый прочный моно-
литный блок-конгломерат, но и растворением органиче-
ских полимерных капсулирующих материалов. На раз-
личие в характере падения прочности сказывается не
только отличие физико-механических свойств капсули-
рующих материалов друг от друга и различное поведе-
ние полимеров под воздействием ультразвуковых коле-
баний, но и различное по абсолютной величине проник-
новение жидкого мономера в капсулы-оболочки.
Установлено, что конгломерат из костной капсулиро-
ванной стружки с оболочкой из декстрана более быстро
подвергается воздействию влажной среды, тем самым
создаются условия для возникновения и развития пор
и микроканалов, для постепенного вымывания оболочек
и уменьшения рабочего сечения образца за счет раз-
рывов в сплошностях, возникают концентраторы напря-
жений — следствием этого является снижение физико-
механических свойств конгломерата. Определено, что
на 21-е сутки пребывания образца в воде прочность па-
дает до 25—30% от первоначальной. Более быстрое па-
дение прочности (см. рис. 47) у образцов из компози-
ции 2 свидетельствует о большем количестве образую-
щихся пор и микропустот, которые в дальнейшем бла-
гоприятствуют прорастанию костной ткани внутрь напла-
вленного конгломерата при замещении дефектов в кост-
ных тканях живого организма, что приводит к ускорению
процесса замещения дефекта.
Исследование проницаемости наплавленных костных
конгломератов свидетельствует о том, что с течением
времени происходит водонасыщение образцов (рис. 46).
При этом экспериментально установлено, что водонасы-
щение происходит в течение первых 10 сут, а наиболь-
шей скоростью водопроницаемости обладает капсулиро-
ванный конгломерат на композиции 2, наименьшей—
на композиции 3.
118
Рис. 46. Зависимость водонасыщения конгломерата от времени вы-
держки в водной среде. Объяснения те же, что и на рис. 44.
Эксперименты на животных по замещению дефектов
костными конгломератами с капсулированной костной
стружкой производились под руководством проф.
М. В. Плахотина и др. в московской ветеринарной ака-
демии им. К. И. Скрябина [76].
В процессе опытов над собаками, после отслоения
надкостницы, из кости извлекали пластину 4—5X20—
22 мм до костного мозга. Останавливали кровотечение
и укладывали капсулированную стружку в оболочки из
декстрана. Производилось озвучивание конгломерата
при оптимальном режиме: амплитуды А=50 мкм, вре-
мя 354-50 с, контактное давление 0,5 кг. Рана ушива-
лась наглухо и покрывалась антисептической повязкой.
Уложенная наплавка образовывала прочное соедине-
ние с поверхностностью дефекта кости. На 14-е сутки
начиналось прорастание клеточных элементов костной
ткани в тело наплавки.
На 40-е сутки гистологические снимки показали на-
личие регенерации. На 70-е сутки наплавка со стороны
костно-мозгового канала замещалась вновь образован-
ной костной тканью, регенерация проходила интенсив-
ным темпом. Спустя 120 дней полностью заканчивался
процесс дефекта.
Исследования подтвердили, что стружка освобожда-
ется от оболочки и сохраняет биологическую активность,
не подвергаясь воздействию полимеризующегося циа-
на
крина. При этом стружка принимала более активное
участие в регенерации дефектного участка, нежели при
отсутствии капсулирования. По мнению специалистов,
капсулированная стружка не оказывает вредного дей-
ствия на организм, и процесс перестройки происходит,
следуя законам химии и фармакологии.
Опыты установили, что плотный конгломерат заме-
щается естественной тканью постепенно, и в более бла-
гоприятных условиях. Капсулирование стружки сокра-
щает сроки регенерации на 2—3 мес по сравнению с
некапсулированной стружкой. Наиболее эффективные
результаты были получены при применении оболочки
из декстрана.
Глава 8
ВОССТАНОВЛЕНИЕ КОСТНЫХ ТКАНЕЙ МЕТОДОМ
УЛЬТРАЗВУКОВОЙ наплавки костного
КОНГЛОМЕРАТА, СОДЕРЖАЩЕГО
БЫСТРОРАСТВОРИМОЕ ВЕЩЕСТВО
Ускорить процесс перестройки наплавленного кост-
ного конгломерата, с нашей точки зрения, возможно пу-
тем введения в состав композиции органических ве-
ществ, способных более быстро вовлечь наплавленный
костный конгломерат в репаративные процессы перест-
ройки его в нормальную костную ткань.
При этом композиция ультразвуковой наплавки
должна быть такой, которая позволила бы при сохра-
нении первоначальной прочности конгломерата получить
в его структуре постепенное образование пор и каналов,
в которые могла бы врастать молодая сосудистая ткань,
образующаяся в ходе репаративной регенерации кости.
Новообразование кости в этом случае по времени дол-
жно совпадать с разрушением наплавленного костного
конгломерата.
Из вышеизложенного следует, что в состав компо-
зиции для ультразвуковой наплавки костных дефектов,
помимо костного наполнителя, должны еще вводиться
быстровымывающиеся вещества, легко растворяющиеся
под действием жидкой биологической среды организма.
В качестве таких быстровымывающихся веществ для
создания пористого конгломерата в условиях живого
организма могут быть использованы приррдные или син-
120
тетические высокомолекулярные вещества или их ком-
позиции, легко гидролизующиеся водой и отвечающие-
медицинским требованиям.
К таким веществам можно отнести полисахариды,
антибиотики, мукополисахариды, глюкозу, оротовую
кислоту и т. д.
Экспериментальные исследования и литературные
данные свидетельствуют о том, что полисахариды и му-
кополисахариды под воздействием ультразвуковых ко-
лебаний деполимеризуются. Поэтому их нецелесообраз-
но вводить в состав композиций, предназначенных для
ультразвуковой наплавки.
Вводить в состав композиции антибиотики тоже ока-
залось нецелесообразным, так как, согласно литератур-
ным данным [35, 40], они не только замедляют процесс
регенерации, но и приводят к гибели вновь образую-
щихся костных клеток.
Апробация оротовой кислоты в составе композиции,,
предназначенной для замещения дефектов, тоже не дала-
желаемых результатов.
Исходя из изложенного выше, дальнейшие исследо-
вания по применению полисахаридов, крахмала и других
веществ мы считали нецелесообразными и остановили
свой выбор на сухой глюкозе, которая нашла широкое
применение в клинической практике [40, 57]. Для опре-
деления оптимального соотношения глюкозы в составе
композиции, предназначенной для замещения дефектов
в костных тканях, в лаборатории «Ультразвук и другие
виды энергии в хирургии» МВТУ им. Н. Э. Баумана
были проведены экспериментальные исследования, поз-
волившие изучить влияние процентного соотношения
компонентов на прочность при статическом изгибе. Как
известно, этот вид нагружения является одним из наи-
более опасных для костной ткани. Для проведения этих
исследований образцы в виде брусков размером 5X1 ОХ
ХЮО мм наплавлялись в разборных фторопластовых
формах и испытывались на разрывной машине японской
фирмы SEP. В качестве костного наполнителя исполь-
зовалась некапсулированная и капсулированная в дек-
стране костная аллостружка, положительно зарекомен-
довавшая себя в экспериментальных исследованиях на
животных [76]. Озвучивание композиции производилось
от ультразвуковой лабораторной установки Л-2 на сле-
дующих режимах: амплитуда колебаний инструмента
12Т
Тис. 47. Влияние количества глюкозы на прочность наплавленного
костного конгломерата.
1 _ циакрин — костная стружка; 2 — циакрин — костная стружка в оболочке
декстрана.
волновода 45—50 мкм; частота ультразвуковых коле-
баний 26,5 кГц, контактное давление в процессе наплав-
ки 0,5 кг, время ультразвукового воздействия было пе-
ременное в зависимости от количества вводимой глю-
козы. Количество глюкозы в композициях варьирова-
лось в пределах 5—80% от общей массы наполнителя.
Проведенные экспериментальные исследования по-
казали (рис. 47), что введение глюкозы в состав компо-
зиции на основе этил-а-цианакрилата и костной алло-
стружки до 10% приводит к резкому повышению проч-
ности наплавленного костного конгломерата, при этом
максимальная прочность на статический изгиб для
композиции № 1 составляет 450 кгс/см2, а для компози-
ции № 2 — 540 кгс/см2. При увеличении содержания
глюкозы в композиции более 10% приводит к монотон-
122
ному снижению прочности. Это можно объяснить следу-
ющим образом: при введении небольшого количества
глюкозы до 10% от массы наполнителя в состав ком-
позиции, под действием ультразвуковых колебаний она
принимает непосредственное участие в химическом взаи-
модействии с присадочным материалом, т. е. как актив-
ный наполнитель. Увеличение содержания глюкозы в со-
ставе композиции свыше 10% от массы наполнителя
приводит к уменьшению прочностных характеристик
наплавленного костного конгломерата за счет того, что
она перестала активно участвовать в процессе наплавки
конгломерата, а выполняет роль только пассивного на-
полнителя. При этом идет разжижение наплавочной
ванны и увеличивается время наплавки костного кон-
гломерата.
В дальнейшем все экспериментальные исследования
проводились на композициях с содержанием глюкозы
10, 40 и 80%. Определение оптимальных акустических и
технологических параметров процесса ультразвуковой
наплавки костного конгломерата, в состав которой вхо-
дит глюкоза, проводилось по методике, описанной в.
главе 7.
На основании этих исследований было установлено,,
что оптимальной амплитудой колебаний инструмента
волновода для композиций 1—3 является амплитуда
40 мкм, а для композиций 4—6—50 мкм. Поскольку
частота ультразвуковых колебаний практически не ока-
зывает влияния на прочностные характеристики наплав-
ляемого костного конгломерата, она, как и для других
композиций, была выбрана 26,5 кГц.
Контактное усилие в процессе ультразвуковой на-
плавки На исследуемых композициях соответственно
составляло: для композиций 1—3—0,5 кг, а для компо-
зиций 4—6—0,6 кг.
Исследование температуры, развивающейся в про-
цессе ультразвуковой наплавки костного конгломерата,
показало, что максимальная температура в зоне наплав-
ки для всех исследуемых композиций не превышает
60 °C.
Находясь в условиях живого организма, наплавлен-
ный костный конгломерат постоянно соприкасается с
жидкой биологической средой, при этом подвергается
действию различных факторов, которые невозможно
воспроизвести в модели. Поэтому снижение прочности
123:
наплавленного конгломерата в условиях организма
должно идти несколько быстрее, чем в имитирующей
водной среде.
Тем не менее водная среда позволяет проследить из-
менение физико-механических свойств наплавленных
костных конгломератов.
Анализ экспериментальных данных [10, 11] свиде-
тельствует о том, что жидкая имитирующая среда зна-
чительно снижает прочность наплавленных костных
конгломератов. Это связано как с гидролизом присадоч-
ного материала, так и с набуханием костной стружки.
В данном случае, поскольку в состав конгломерата
входит глюкоза, которая легко и практически в неогра-
ниченных количествах растворяется в воде, снижение
прочности будет происходить более интенсивно по срав-
нению с костным конгломератом на основе этил-а-
цианакрилата и костной стружки.
Как видно из данных, представленных на рис. 48,
характер падения прочности для всех исследуемых ком-
позиций практически идентичен. Наибольшей прочно-
стью и водостойкостью обладает конгломерат на компо-
зиции, состоящей из костной стружки, капсулированной
в декстране, циакрина и 10% глюкозы. Для данной
композиции потеря 50% первоначальной прочности на
статический изгиб наблюдается на 12—15-е сутки пре-
бывания конгломерата в воде.
В то же время следует отметить, что падение проч-
ности наплавленного костного конгломерата с содержа-
нием глюкозы 40 и 80% происходит более интенсивно
по сравнению с костным конгломератом, содержащим
10% глюкозы. Это связано с более быстрым вымывани-
ем глюкозы из наплавленного костного конгломерата, о
чем свидетельствует образующаяся развитая структура
конгломерата, пронизанная большим количеством пор
и каналов. Это, естественно, приводит к уменьшению
рабочего сечения конгломерата, возникновению кон-
центраторов напряжений и снижению физико-механиче-
ских свойств конгломерата. К 21-м суткам прочность
наплавленных костных конгломератов с 40 и 80% со-
держанием глюкозы составляет соответственно 12 и
10% от первоначальной прочности.
Исследование растворения и вымывания глюкозы,
представленное на рис. 48, свидетельствует о том, что в
зависимости от процентного содержания глюкозы в
<24
Рис. 48. Изменение массы костного конгломерата в процессе выдерж-
ки в воде.
1 — в композиции 10% глюкозы; 2 — в композиции 40% глюкозы; 3 — в ком-
позиции 80% глюкозы.
конгломерате эти процессы имеют существенное отли-
чие. Так, в наплавленном костном конгломерате с 10%
содержанием глюкозы (рис. 48, кривая 1) на первом
этапе происходит водонасыщение наплавленного кост-
ного конгломерата, обусловленное диффузионными про-
цессами, затем появляется область равновесного водо-
насыщения, а уже после этого только начинается рас-
творение глюкозы и присадочного материала. Это на-
глядно было подтверждено ходом процесса вымывания
и образования пористой структуры, подробно описанной
в работе [99].
В отличие от наплавленного костного конгломерата
с 10% содержанием глюкозы наплавленные костные
конгломераты 40 й 80% содержания глюкозы не имеют
области водОнасыщения. Уже с первого часа пребыва-
ния наплавленных костных образцов в воде процесс
растворения и вымывания глюкозы из наплавленного
125
Рис. 49. Влияние имитирующей среды на (процесс вымывания глю-
козы:
1 — циакрин — костная стружка — 10% глюкозы; 2 — циакрии — костная струж*
ка — 40% глюкозы; 3 — циакрин — костная стружка — 80% глюкозы.
костного конгломерата преобладает над процессом диф-
фузии воды внутрь конгломерата (рис. 48, кривая 2 —
3). В начальной стадии растворение глюкозы происхо-
дит интенсивно, но с течением времени темп вымывания
замедляется. Глюкоза растворяется и постепенно уда-
ляется с поверхности, где протекала реакция. Скорость
реакции непостоянна, она пропорциональна концентра-
ции активного реагента и меняется во времени. Ско-
рость растворения глюкозы неодинакова и в разных зо-
нах композиции. Таким образом, под скоростью рас-
творения глюкозы следует понимать среднестатистиче-
скую скорость. В данном случае имеют место нестацио-
нарные процессы диффузии, скорость которых в значи-
тельной степени зависит от концентрации растворимого
вещества и времени. При этом справедливо второе урав-
нение диффузии Фика, выражающее изменение концент-
рации вещества в различных точках пространства как
функцию времени:
^=O1>+D!^-+D3>. (47)
Для решения практических задач представляют ин-
терес случаи диффузии в одном направлении, например
126
диффузии от поверхности образца в глубину, или наобо-
рот. Уравнене диффузии в этом случае будет иметь вид:
de _ n d2c
dt ~и dtf’
(48)
Для практического использования уравнения нужно
проинтегрировать. Интеграл уравнения (48) есть инте-
грал Гаусса:
L-- I е 2 йг—Ф(х).
/2П J
о
(49)
Соответствующие значения интеграла берутся из
таблиц [93]. Преобразованная функция, называемая
функцией Крампа, связывается с концентрацией соотно-
шением:
с0 — с (xt) _______ф f х \
Со )’
(50)
где Со — концентрация у поверхности; с (x,f) —концент-
рация по глубине за время t; D — коэффициент диффу-
зии. Решение уравнения [47] с помощью функции Крам-
па справедливо в простейшем случае линейной диффу-
зии по оси х, когда концентрация по осям у и z посто-
янна:
(51)
Если диффузия протекает в трех направлениях изо-
тропной среды, то уравнение (47) принимает вид (52):
d£=n (d2c । d2c I d2c\
dt “^(dx2 “Г dy2 "Г dza J.
(52)
или
dt ~DC^C-
(53)
Введем следующие обозначения: DCp — коэффициент
диффузии, средний по всему объему образца, см2/с; с—
концентрация глюкозы г/см3; х, у, z—координаты ис-
следуемой точки, см; t — время, с.
127
Для расчета коэффициента диффузии необходимо
решить уравнение с определенными краевыми условия-
ми, которые в свою очередь задаются параметрами ис-
следуемого процесса.
Если в начальный момент времени образец насыщен
глюкозой, достаточно равномерно распределенной по
всему объему, а в процессе растворения и диффузии на
его границе концентрация глюкозы в любой момент
времени равна нулю, то в этом случае краевые условия
записываются следующим образом при t = 0, с=0:
х—О
У=0
2=0
х=/М
У=1Я 1с=0.
z=Z3J
(54)
Интеграл второго уравнения Фика можно записать
в виде произведения двух функций: функции времени и
координат:
с —c(t)F (Xjt/jZ). (55)
Функцию координат, удовлетворяющую краевым ус-
ловиям, можно представить в виде параболического,
синусоидального и ряда других законов. Мы считаем
целесообразным, исходя из простоты и удобства расче-
тов, записать эту функцию в виде произведения сину-
сов:
F (х^г) = sin sin sin . (56)
Подставив функцию координат, записанную таким об-
разом, в уравнение (52) и разделив обе части уравнения
на CF, получим:
Г-+Я' (57>
7=0» (-Д (58)
4= PS)
Точное решение основного дифференциального урав-
нения представляет большие трудности, поэтому при-
128
ближенное решение будем искать с помощью метода
Галеркина [7, 93].
Подставляя решение в виде произведения двух функ-
ций в исходное уравнение и ортогонализируя получаю-
щуюся невязку с координатной функцией, будем иметь
следующее уравнение:
Откуда:

(62)
Величину X, входящую в окончательное выражение
коэффициента диффузии, находим по экспериментальным
зависимостям, представленным на рис. 48.
Для каждой точки кривой должно выполняться
следующее равенство:
Ci+= >'со, (63)
г. е. концентрация глюкозы в растворе cj отличается от
концентрации внутри образца со на величину Хсь
9 Заказ № 768
После преобразований
ем:
и логарифмирования получа-
ci=co С1 —fiW); 1 =^,
xi== 1ПД~-С° I (64)
Откуда:
2 *
• (65)
Таким образом, зная среднее значение величины к
для каждой кривой (10, 40, 80% глюкозы) и подставляя
его в формулу (62), можно определить средний коэффи-
циент диффузии DCp раствора глюкозы из наплавленно-
го конгломерата в окружающую жидкую среду.
Время полного вымывания глюкозы из наплавленно-
го конгломерата можно определить с помощью форму-
лы (66):
6£*ср^О
где у— начальное весовое содержание глюкозы в на-
плавленном конгломерате, г; Оср — средний коэффици-
ент диффузии; Со — концентрация насыщенного раство-
ра, полученная экспериментально.
Следовательно, можно сделать вывод, что кинети-
ческие характеристики процесса вымывания глюкозы
при постоянной температуре, полученные эксперимен-
тальным путем, могут служить для математического мо-
делирования процесса, что подтверждается хорошей
сходимостью теоретических расчетов и эксперименталь-
ных данных.
В главе 3 показано, что костные ткани, в особенно-
сти большеберцовые и бедренные кости, кости черепа
и другие содержат собственные напряжения, которые
существуют в отсутствии каких-либо внешних сил.
Трудно пока еще дать объяснение этому явлению.
В главе 3-й высказаны по этому вопросу некоторые
предварительные соображения. По-видимому, во мно-
130
гих случаях наличие собственных напряжений в орга-
низме следует расценивать как его защитную реакцию
на воздействие внешних, главным образом, динамиче-
ских нагрузок.
Резекция кости перераспределяет поле собственных
напряжений, а в некоторых частях снижает их совсем.
Перестройка поля собственных напряжений в кости со-
провождается возникновением в ней деформаций: изгиб-
ной, продольной. Изменение формы тканей происходит
за счет упругих деформаций релаксации при полном или
локальном снятии напряжений.
Возникают деформации продольной усадки, попе-
речной усадки, искривление вследствие несимметричной
продольной, а также поперечной усадки.
Кость человека аналогично элементу в металлокон-
струкциях представляет собой одно из звеньев сложной
системы. При выходе ее из условий нормальной работы
нарушается равновесие системы, изменяется распреде-
ление усилий от нагружений — внешних, мускульных.
Изменяется несущая способность элемента.
Восстановление поврежденной костной ткани путем
наплавления конгломерата во многих случаях способст-
вует возвращению системы в первоначальное состояние
характерное до его нарушения произведенной резекци-
ей или патологическим процессом.
Процесс наплавки в результате усадки конгломера-
та, способен деформировать костную систему, хотя де-
формации вследствие усадки конгломерата могут ока-
заться незначительными по величине.
В МВТУ им. Н. Э. Баумана были поставлены опыты
по измерению деформаций в костях, вызванных наплав-
кой конгломерата на длине образца 80 мм. Точность от-
счетов деформометра около 1 мкм. Размеры наплавля-
емого образца 100 X 20 X 5 мм. Наплавка осуществля-
лась при оптимальных режимах укладкой валика вдоль
образца. Амплитуда 50 мкм, частота ультразвуковых
колебаний 26 500 Гц.
Наплавка валика не вызвала деформаций ощутимой
величины. Следовательно, деформация не вызывала и
напряжений. С позиции механических воздействий для
организма она была совершенно безвредной.
Образцы с наплавками выдерживались в водной сре-
де продолжительностью до 2 сут. Непрерывно произво-
дились замеры образцов. Никаких продольных переме-
9’
131
щений и искривлений не возникало в наплавляемой кости
и при ее нахождении в течение 2 сут в жидкой среде.
Можно сделать заключение, что наплавка конгломе-
рата на кость с целью замещения дефектов также не
вызывает ощутимых ее деформаций.
На основе проведения экспериментов по замещению
дефектов костных тканей МВТУ им. Н. Э. Баумана
предлагается классифицировать наплавки по следую-
щим группам, приведенным в табл. 6.
Таблица 6
Классификация композиций, предназначенных для наплавки
костных тканей
Состав композиции (см. главу 3-ю) Степень проницаемости жидкой средой
Группа I Циакрин+костная аллостружка Циакрин+костная аллостружка в оболочке полиэтилцианакрилата Циакрин+костная аллостружка в оболочке по- ливинилацетата Группа II Циакрин+костиая аллостружка в оболочке декстрана Циакрин+костная аллостружка+углекислый аммоний Группа III Циакр ин+костная аллостружка+глюкоз а Циакрин+костная аллостружка в оболочке декстрана+глюкоза Проницаемая » Легкопроницаемая
Композиция 1 I группы в отношении проницаемости
жидкой средой проявляет себя как гетеротранспланта-
ты и препятствует регенерации [98]. Порообразование
такого конгломерата начинается спустя длительный про-
межуток времени — до полугода, а полная перестройка
в течение 2—2,5 лет. Имеет место резорбция здоровой
кости, в некоторых случаях — воспаление тканей.
Гистологические исследования композиции показали,
что углекислый аммоний вызывает порообразование с
момента укладки конгломерата. С этих позиций он явля-
ется фактором положительным. Однако он оказывает
132
раздражающее действие на ткань и этим тормозит ре-
генерацию.
Композиция 3 не оказывала раздражающего дейст-
вия на мягкие ткани. Наплавленный конгломерат обла-
дал высокой плотностью, количество пор было незначи-
тельным. Полное замещение конгломерата наступало
через 230—250 сут.
Композиции 5, 6 и 7 обеспечивали вполне удовлетво-
рительное порообразование. Экспериментальные опера-
ции по использованию этих композиций производились
во Львовском медицинском институте и в Госпитале
им. Н. Н. Бурденко на кроликах породы шиншилла.
В кортикальном слое лучевой кости выпиливался
дефект 20X2 мм, удалялся костный мозг, после чего
кость перепиливалась пополам обыкновенными пилами.
Полость дефекта выстилалась коллагеновой пленкой,
накладывалась композиция, озвучивалась установкой
УРСК-7Н до отчетливой полимеризации циакрина с
соблюдением оптимальной технологии. После гемостаза
и очистки мягких тканей рана зашивалась, иммобилиза-
ция не производилась.
По данным Львовского медицинского института,
ГКВГ им. Н. Н. Бурденко, реакция животных на на-
плавку с глюкозой была обычной, имеющей место при
костной травме. Восстановление опорной функции про-
исходило на 4—8-е сутки после операции. Животных
забивали на 21-е, 30, 90-е сутки. На месте наплавлен-
ного конгломерата производились срезы, изучавшиеся
гистологически. В опытах с добавлением глюкозы 10%
(композиция 6) спустя 30 дней наплавка подвергалась
деформации и входя в костномозговой канал со време-
нем рассасывалась. Восстанавливался кортикальный
слой.
В опытах с добавлением глюкозы 80% (композиция
6) спустя 30 дней наплавка была значительно фрагмен-
тирована; волокнистая соединительная ткань врастала
в полости, содержащие глюкозу. В эту полость прони-
кали костные клетки и лейкоциты, наплавка представ-
ляла собой пористую губку. Осложнений после опера-
ций у животных не имелось. Процесс перестройки в ор-
ганизмах животных наплавленных конгломератов при
введении глюкозы заканчивался за 2—2*/2 мес, при ис-
пользовании же композиции костная стружка+>циак-
рин — за 300 сут.
133
Рис. 50. Влияние водной среды на прочность наплавленного конгло-
мерата с глюкозой.
Наилучшие результаты получены при применении
композиций при содержании глюкозы 80% и костной
аллостружки в оболочке декстрана.
В клиниках Львовского медицинского института
ГКВГ им. Н. Н. Бурденко в период 1973—1977 гг. по
восстановлению костных тканей методом ультразвуко-
вой наплавки конгломератов с добавлением глюкозы
было проведено до 200 клинических операций.
Указанные операции производились по заполнению
дефектов большеберцовых костей после удаления до-
брокачественных опухолей, для заполнения дефектов
плечевых костей после удаления остеобластомы и др.
Во всех случаях отмечалась регенерация костей с
сохранением их естественной формы, характерная пере-
стройка костного конгломерата, отсутствие каких-либо
осложнений. Добавление в конгломерат 10% глюкозы
обеспечивает большую прочность, но худшую регене-
134
рацию, добавление 80% глюкозы — худшую прочность,
но лучшую регенерацию.
На рис. 50 показаны характеристики прочности
конгломератов в зависимости от времени выдержки в
воде с различным содержанием глюкозы.
В отношении надежности наплавочных работ по
восстановлению тканей результаты получены значитель-
но более положительные нежели по соединению свар-
кой костных отломков.
Можно полагать, что задача нахождения компози-
ций костного конгломерата, обеспечивающих достаточ-
ную прочность и удовлетворительную регенерацию вос-
станавливаемых тканей в первом приближении, решена.
Она открывает возможность уверенного применения
этого процесса в клинике. Тем не менее над дальней-
шим усовершенствованием композиции и особенно над
изысканием мономеров предстоит дальнейшая исследо-
вательская работа.
Глава 9
РАЗРАБОТКА И ИССЛЕДОВАНИЕ ТЕХНОЛОГИИ
УЛЬТРАЗВУКОВОЙ СВАРКИ мягких
БИОЛОГИЧЕСКИХ ТКАНЕЙ
Ультразвуковая сварка мягких биологических тка-
ней (кровеносные сосуды, маточные трубы) — новое
в использовании энергии ультразвуковых колебаний.
Анализ существующих способов соединения мягких
тканей показывает, что всем им в той или иной мере
присущи недостатки: трудность наложения шва, при-
менение в качестве шовного материала инородных тел,
которые остаются в организме и иногда вызывают вос-
палительный процесс.
Известно, что кровеносные сосуды представляют
собой замкнутую систему цилиндрических эластических
трубок, выполняющие функции транспортировки крови,
регулирования кровоснабжения, обмена веществ и га-
зообмена между кровью и тканями.
В различных отделах сосудистой системы кровенос-
ные сосуды (артерии, вены) имеют неодинаковый вну-
тренний диаметр и в зависимости от величины последне-
го их делят на три группы: с большим диаметром 8—
26 мм, средним — 4—8 мм и малым 0,5—4 мм.
135
В экспериментальной и клинической практике ветре'
чаются различные повреждения кровеносных сосудов.
В зависимости от характера повреждений и целей хи-
рургического вмешательства при операциях на сосудах
малого диаметра применяются разнообразные их соеди-
нения.
Условно способы соединения кровеносных сосудов
можно разделить на пять групп: соединение синтетиче-
скими нитками; соединение протезами, металлическими
скобами, клеем, токами высокой частоты.
Несмотря на успешное их применение в клинической
практике, им присущи ряд существенных недостатков.
Это прежде всего кровотечение, повреждение стенки со-
суда, сужение внутреннего диаметра, некроз стенок,
тромбообразование, которые возникают при соединении
сосудов.
Наиболее универсальным способом соединения кро-
веносных сосудов является способ соединения синтети-
ческими нитками. Однако соединение сосудов нитками
требует значительной затраты времени, больших прак-
тических навыков хирурга и приводит к возникнове-
нию тромбообразования в пределах 5—70% всех соеди-
нений.
Анализ существующих способов соединения маточ-
ных труб показывает, что им также присущи недостат-
ки: трудность наложения ниточного шва, применение в
качестве шовного материала инородных тел (шелк,
кетгут, металлические скобки, клей).
Существующие способы не могут полностью удовле-
творить хирургов и, следовательно, необходимо разра-
батывать новые методы соединений, обеспечивающие
адекватность биологических и физических свойств.
Одним из таких способов является соединение био-
логических тканей с помощью энергии ультразвука.
Сущность способа ультразвуковой сварки мягких био-
логических тканей основана на воздействии колебатель-
ной энергии ультразвуковой частоты на соединяемые
биоткани, в которых развивается комплекс физико-хи-
мических превращений, приводящих к образованию
сварного шва, обладающего достаточной механической
прочностью на период последующей регенерации.
На рис. 51 представлена схема ультразвуковой свар-
ки мягких биологических тканей на примере кровенос-
ных сосудов.
136
Per
Рис. 51. Схема ультразвуковой свар-
ки кровеносных сосудов.
Р — давление; S — фиксированный зазор;
1 — магнитострикционный преобразователь;
2 — трансформатор упругих колебаний;
3 — ииструмеит-волновод; 4 — наружная
оболочка; 5 — опора; 6 — внутренняя обо-
лочка; 7 — кровеносный сосуд.
Рис. 52. Цикл ультразвуковой свар-
ки мягких биологических тканей.
tn— время предварительного сжатия сте-
нок биологической ткани; ty3 — длитель
ность ультразвукового импульса; ts—вре-
мя запаздывания снятия давления сварного
соединения; t св — время цикла сварки.
Интенсивность введения ультразвуковой энергии, а
также протекание биофизических и биохимических про-
цессов зависят от основных параметров режима ультра-
звуковой сварки: частоты ультразвуковых колебаний,
амплитуды колебаний инструмента-волновода, продол-
жительности ультразвукового импульса, величины сва-
рочного давления.
Давление в процессе ультразвуковой сварки предна-
значено для сближения поверхностей биологических
тканей, фиксации их в сварочном инструменте и осуще-
ствлению контакта между инструментом-волноводом,
биотканью и опорой. После прекращения подачи ультра-
звукового импульса необходимо сохранить давление
в течение периода времени, обеспечивающего плотный
контакт тканей между инструментом-волноводом и опо-
137
рой для интенсивного снижения температуры сварного
соединения за счет отвода тепла.
В связи со сложностью установления постоянного
давления при сварке мягких биологических тканей был
введен технологический параметр — фиксированный за-
зор, который устанавливается между рабочей частью
инструмента-волновода и опорой. Давление Р приклады-
вается к наружным поверхностям биологической ткани
до включения ультразвуковых колебаний и определяется
величиной фиксированного зазора S. Давление остается
постоянным в течение всего сварочного цикла tCB и сни-
мается через время t3 после прекращения воздейст-
вия ультразвукового импульса. На рис. 52 приведен
цикл ультразвуковой сварки мягких биологических
тканей.
Механизм образования сварочного соединения носит
сложный характер. Рассмотрим экспериментально-тео-
ретические исследования кинетики процесса ультразву-
ковой сварки мягких биологических тканей.
Многочисленные экспериментальные исследования
[105] свидетельствуют о наличии заметных тепловых
эффектов при распространении ультразвуковой волны.
Попытаемся, исходя из общих физических сообра-
жений, рассмотреть характер основных акустических и
тепловых эффектов, возникающих при распространении
ультразвука в биологической среде.
Прежде всего, для любой сплошной среды спра-
ведливо утверждение о том, что при малых деформа-
циях продольные и поперечные упругие и акустические
волны различны и распространяются независимо. Если
определить поле смещений элементов среды в волне
вектором U, то для поперечных волн divU=0, а для
продольных выполнимо divU=/=0. Изменение объема об-
ластей среды, имеющих характерные размеры порядка
длин волны X, связаны с диагональными элементами
тензона деформаций соотношением [38]:
U^divU. (67)
Таким образом, распространение продольных акусти-
ческих колебаний всегда связано с изменением объема
элементов среды, а тензор деформаций имеет отличные
от нуля диагональные элементы.
138
Остановимся более подробно на физико-хими-
ческих и физико-механических свойствах некоторых
биологических систем и рассмотрим, какие их ха-
рактерные особенности оказывают существенное влия-
ние на процессы распространения ультразвуковых ко-
лебаний.
Как следует из результатов экспериментов длина
ультразвуковой волны на частоте 26,5 кГц в биологиче-
ских средах находится в пределах Х=40—100 мм. Та-
ким образом, неоднородности сплошной среды, способ-
ные влиять на распространение ультразвука, должны
иметь характерные размеры приблизительно X.
Наиболее иллюстративно можно проследить некото-
рые особенности биосистем на примере модельных био-
коллоидов-консервантов, близких по своим физико-
химическим характеристикам к свойствам клеточной
микросреды [87]. В растворах макромолекулярных ве-
ществ на первой стадии обезвоживания возникают вто-
ричные образования ассоциаты, представляющие собой
упорядоченные вторичные структуры из взаимно ори-
ентированных макромолекул. Характерные размеры и
времена жизни таких ассоциатов зависят от степени
полимеризации исходных молекул, концентрации поли-
мера, состава растворителя, температуры и т. д. Глав-
ной причиной образования ассоциатов являются водо-
родные связи между пептидными группами различных
цепей, с помощью которых происходит формирование
из отдельных ассоциатов пространственной «сетки», за-
полняющей весь объем раствора. Именно такая прост-
ранственная стабилизация слабыми связями в преде-
лах целостных систем является фактором, делающим
возможным распространение колебательных возмуще-
ний по макромолекулярным ассоциированным структу-
рам [103].
Характерными элементами, подвергающимися эффек-
тивной деформации при распространении колебаний,
являются достаточно крупные макромолекулярные об-
разования, которые в живых тканях хорошо совпадают
с размерами клеток и отдельных клеточных мембран
[78].
На основании рассуждений предлагается следующая
гипотеза образования сварного соединения мягких био-
логических тканей с помощью энергии ультразвуковых
колебаний.
139
Передачу ультразвуковой энергии через сварочный
инструмент-волновод в биологическую ткань можно
представить как серию ударов периодически колеблю-
щегося стержня о эластичную преграду, пронизанную
жидкостью.
Сила контакта в этом случае представляет собой пе-
риодические положительные импульсы, амплитуда кото-
рых определяется величиной мгновенной силы удара
инструмента-волновода и давлением (гарантированный
оптимальный зазор), а также соотношение между ними
Рассмотрим характер распределения деформации в
зоне сварки. Будем считать, что при ультразвуковой
сварке биологической ткани в ней распространяются
только положительные ударные импульсы. Единичный
удар инструмента-волновода приводит волокна в зоне
сварки в сложное напряженное состояние с разориен-
тированием мышечных слоев. Одновременно энергия
ультразвуковых колебаний действует на жидкость, на-
ходящуюся внутри ткани. При этом происходит разде-
ление ее на отдельные фазы. На границе жидких фаз
происходит процесс кавитации с выделением энтальпии
на поверхности.
Под воздействием возмущающихся колебаний про-
исходит выдавливание воды, что приводит к обезвожи-
ванию ткани и частичному испарению за счет выделив-
шегося тепла. Оставшийся белковый коллаген при темпе-
ратуре 40—50 °C коагулируется и в сочетании с разори-
ентированной тканью образует сварное соединение.
Прочность сварного соединения и способность к после-
дующей регенерации зависит от выбранных режимов
сварки.
Для подтверждения гипотезы механизма образования
жизнеспособного сварного соединения кровеносных со-
судов проведены исследования микроструктуры сварных
соединений гистологическими и электронно-микроскопи-
ческими методами.
При проведении исследований экспериментальным
материалом служили продольные полоски, вырезанные
из брюшной аорты крыс с внутренним диаметром d=
= 1,6 мм и толщиной стенки 6=0,28 ±0,0155 мм.
Сварку кровеносных сосудов проводили линейным
швом. Образцы-полоски совмещали внутренними по-
верхностями внахлестку. Давление и ультразвуковое
воздействие на ткань кровеносных сосудов рсуществля-
140
лось "со стороны наружной поверхности свариваемых
материалов. Режим сварки: частота колебаний f=
= 26,5 кГц, амплитуда колебаний А=30 мкм, время
сварки tCB=0,8 с, величина фиксированного зазора S =
=0,168 мм. Сварные образцы выдерживали в 10% рас-
творе нейтрального формалина и обезвоживали в вод-
ном растворе этилового спирта, с повышением его кон-
центрации до 100%. Образцы заливали парафином и
затем на микротоме выполняли среды толщиной 7—
10 мкм. Для исследования в зоне сварки кровеносных
сосудов клеточных элементов и неклеточных структур
среды окрашивали гематоксилин-эозином. Гистологиче-
ские исследования микроструктуры сварных соединений
проводились на микроскопе МБИ-3 в проходящем све-
те. При этом установлено, что сварной шов образован
слиянием внутренних оболочек сосудов и незначитель-
ным уплотнением средней и наружных оболочек. Свар-
ное соединение сохраняет свойственную стенке сосуда
волокнистую клеточную структуру.
Для электронно-микроскопических исследований
микроструктуры сварных соединений кровеносных со-
судов вырезали участки площадью 0,6—1 см2, вывора-
чивали швы внутренними оболочками наружу, консер-
вировали в 4% растворе глютаральдегида на фосфат-
ном буфере, обезвоживали в спирте возрастающей кон-
центрации, высушивали на воздухе и в эксикаторе, на-
пыляли тонким слоем углерода и серебра. Изучение
срезов производилось с помощью растрового элект-
ронного микроскопа при ускоряющем напряжении 10—
20 кВ с увеличением от 20 до 20 000 раз.
При небольших увеличениях на внутренних поверх-
ностях кровеносных сосудов виден плотный, ровный
сварной шов. При дальнейшем увеличении в зоне шва
видна плотная ткань с мелкими трещинами, поверхность
сосуда покрыта комками и нитями фибрина с отдельны-
ми элементами крови.
При увеличении в 20000 раз сварной шов представ-
ляет собой уплотненную структуру с сетью переплетен-
ных грубых коллагеновых волокон с расщеплением их на
тонкие нити.
При ультразвуковой сварке мягких биологических
тканей тепловая энергия, выделяющаяся в зоне соедине-
ния, является одним из главных факторов, обусловли-
вающих развитие биофизических и биохимических про-
141
Рис. 53. Термические циклы процесса сварки материалов кровенос-
ных сосудов.
а пакет продольных полосок сосудов; о — термограмма: в — сплошной со-
суд; 1 — 6=0,14 мм; 2 — 6-0,28 мм; 3 — 6=0,56 мм.
6
цессов, приводящих к образованию сварного соединения.
Изменения связаны с денатурацией белковых молекул,
объем и степень которой зависят от температуры, возни-
кающей в ткани, длительности температурного воздейст-
вия [25]. Высокая температура приводит к гибели клеток
в биоткани, снижает прочность сварных соединений, за-
медляет процесс регенерации в послеоперационный пе-
риод, способствует увеличению зоны некроза и подавле-
нию процессов восстановления клеток.
Температура определялась посредством термографи-
рования процесса сварки и записью на светолучевом ос-
циллографе Н-700. Измерения выполнялись с помощью
хромелькопелевой термопары диаметром 0,1 мм. Сварка
проводилась точечным инструментом-волноводом (2 мм)
на пассивной опоре. Термографирование процесса сварки
образцов-пакетов из продольных полосок кровеносных
сосудов и целого кровеносного сосуда с толщиной, рав-
ной толщине пакета, не выявило границ разделов про-
дольных полосок.
Термопары, зачеканенные на тех же расстояниях от
инструмента-волновода в сплошном образце, показали
практически одинаковую температуру.
Наибольшая температура (60 °C) развивается вблизи
контакта инструмента-волновода с тканью, а не на гра-
нице раздела соединяемых поверхностей. Локальное раз-
витие температуры в пределах 60°C в текшие несколь-
ких секунд можно считать допустимым (рис. 53).
142
Характер распределения тем-
пературы в объеме ткани крове-
носных сосудов подтверждает вы-
двинутую гипотезу, что термичес-
кая активация мягких тканей
ультразвуком происходит за счет
потерь в результате циклического
деформирования ткани, а также
трения инструмента-волновода о
ткань. Таким образом, гистологи-
ческие, электронно-микроскопиче-
ские и термографические исследо-
вания подтверждают теоретичес-
кий анализ механизма образова-
ния сварного соединения.
3
а
б
Рис. 54. Схемы сварных
соединений кровеносных
сосудов.
а — поперечным; б — про-
дольным; в — кольцевым;
1 — внутренняя поверхность;
2 —сварной шов; 3 —наруж-
ная поверхность.
Основные типы сварных
соединений
В зависимости от характера
повреждения и цели хирургичес-
кого вмешательства применяют
поперечный шов при полном рас-
сечении для закрытия просвета
сосуда, продольный — при частич-
ном рассечении для восстановле-
ния целости стенки сосуда и коль-
цевой шов при полном попереч-
ном рассечении для восстановле-
ния проходимости сосуда. На
рис. 54 показаны схемы сварных соединений примени-
тельно к кровеносным сосудам. Аналогичные соединения
применяются при сварке маточных труб.
Все виды соединений требуют совмещения краев рас-
сеченных сосудов внутренними поверхностями и обеспе-
чения минимальной травматизации внутренней оболочки.
Следовательно, в процессе сварки давление и ультразву-
ковые колебания должны передаваться со стороны на-
ружных оболочек. Благодаря маневренности ультразву-
кового инструмента можно сваривать сосуды по различ-
ным направлениям.
Для полу 'ния сварного соединения поперечными или
продольными швами инструмент-волновод помещают по-
перек или вдоль рассеченного сосуда, устанавливают оп-
143
Рис. 55. Схема разбортовки и сварки кровеносных сосудов кольце-
вым швом.
а —сосуды проведены во втулки через пазы; б —сосуды разбортованы на
втулках и укреплены резиновыми кольцами; в — сосуды состыкованы и сва-
рены; г —края сосудов установлены вдоль стыка; д —общий внд сварного
соединения кольцевым швоад; 1 — кровеносные сосуды; 2 — кольца резиновые;
3 — зона сварки.
ределенную величину фиксированного зазора и воздейст-
вуют ультразвуковыми колебаниями [74]. Для получе-
ния сварного соединения кольцевым швом сконструиро-
ван специальный инструмент-волновод и опора.
Конструкция торцов инструмента-волновода и опоры
обеспечивают разбортовку сосуда по диаметру, сварку
кольцевым швом и извлечение инструмента из раны.
144
Перед сваркой устанавливают величину оптимального
фиксированного зазора и разбортовывают кровеносный
сосуд на торцах инструмента и опоре. Схема разбортов-
ки и сварки сосуда изображена на рис. 5.
После рассечения сосуда и выведения его из раны
концы сосуда проводят через пазы втулок инструмента-
волновода н опоры. Выступающие края сосудов разбор-
товывают на втулках в виде манжет и закрепляют рези-
новыми кольцами. После разбортовки края сосудов сты-
куют внутренними поверхностями и сваривают. Резино-
вые кольца удаляются. Разбортовываемые края сосудов
устанавливают вдоль стыка инструмента-волновода и
опоры, отводят опору, извлекают сварное соединение че-
рез продольные пазы и оба края сосуда отгибают в одну
сторону.
Исследование технологических параметров
ультразвуковой сварки мягких биологических тканей
При ультразвуковой сварке биологических тканей
технологические акустические параметры обусловливают
Р, кгс/см
го 25 го ао а, мкм
Рис. 56. Зависимость прочности сварных соединений материалов кро-
веносных сосудов на раздир от величин деформации амплитуды ко-
лебаний инструмента-волновода.
ю Заказ № 768
145
Р, кгс/см
Рис. 57. Зависимость прочности сварных соединений материалов кро-
веносных сосудов на раздир от времени сварки. Толщина материала.
1 — 6=0,28+0,155 мм: 2 — 6=0,3+0.213 мм; 3 — 6 =0.33+0.259 мм.
величину механической энергии, вводимой в соединяемую
ткань и влияют на структуру и прочностные свойства
сварных соединений. Указанные параметры сварки зави-
сят от свойств соединяемого материала и определяются
экспериментально на основании механических термогра-
фических и гистологических исследований.
Для исследования параметров режимов сварки экспе-
риментальным материалом служили продольные плоские
полоски, вырезанные из кровеносных сосудов животных.
Образцы-полоски совмещались внутренними поверх-
ностями, «внахлестку». Давление и ультразвуковое воз-
действие на ткань осуществлялось со стороны наружной
поверхности сосудов. Сварка осуществлялась линейным
швом. При каждом режиме сваривалось не менее трех
образцов. Испытание соединений осуществлялось на раз-
рывной машине.
146
ё, кгс/см'1
2 3 А
Время, с
20 30
50 в. мкм
Рис. 58. Зависимость прочности сварного соединения маточной трубы
от амплитуды колебаний и времени сварки.
Исследование параметров применительно к маточным
трубам проводилось на прямоугольных образцах разме-
ром 8X30 мм, вырезанных специальным инструментом
(штампом). Для исследований использовались маточные
трубы одной возрастной группы (20—40 лет), взятые у
трупов, забор которых проводился не позднее 3—5 ч по-
сле наступления летального исхода. Исследовались две
зоны маточной трубы: истмическая (II) и амплитудная
(Ш).
На рис. 56 показана зависимость прочности сварных
соединений материалов сосудов от величины деформации
и амплитуды колебаний. Установлено, что зависимость
прочности сварных соединений от величины деформации
носит экстремальный характер. Низкая прочность при
сварке с деформацией 50—60% объясняется малой уль-
тразвуковой энергией в зоне соединений из-за недоста-
точного контакта между свариваемыми поверхностями.
С ростом деформации до определенного предела проч-
10*
ность увеличивается. Максимальная прочность при при-
нятых параметрах режима сварки достигается при де-
формации 75—80%. Дальнейшее увеличение деформации
снижает прочность соединений вследствие избытка энер-
гии, вводимой в зону соединения шва. Таким образом,
оптимальным фиксированным зазором является величи-
на, составляющая 70% деформации материалов крове-
носных сосудов.
Исследование влияния амплитуды колебаний инстру-
мента-волновода и времени сварки кровеносных сосудов
на прочностные свойства сварных соединений показаны
на рис. 56, 57.
Исследование этих же параметров применительно к
материалам маточной трубы представлено на рис. 58.
Исследование влияния среды организма
на длительную прочность сварных соединений сосудов
Сварные соединения сосудов в организме подвергают-
ся активному влиянию окружающей среды, температуры,
мышечных усилий, переменного давления и деформации.
Для определения механико-биологической прочности на
статическое давление, сварку производили поперечными
Рис. 59. Механико-биологическая прочность сварного соединения
кровеносных сосудов
1 — поперечным швом; 2 — продольным швом; 3 — биологическая прочность
соединения сосуда (при перевязке).
148
и продольными швами на
брюшной аорте крыс диа-
метром 1,6 мм. Крыс заби-
вали после сварки в конт-
рольные сроки (через 1—
4,6,8, 10, 12, 14 дней).
При каждом эксперимен-
те, соответственно конт-
рольному сроку, испыта-
ниям подвергались три
образца сварных соедине-
нений. Первоначальная
прочность соединений оп-
ределялась .после сварки
через 15—20 мин. Резуль-
таты исследований меха-
нико-биологической проч-
ности представлены на
рис. 59.
Исследованиями уста-
новлено, что первоначаль-
ная прочность сварных со-
единений поперечными
швами составляет в=
= 1,1 кгс/см2, продольны-
ми швами о=0,6 кгс/см2.
В течение трех послеопе-
рационных суток наблю-
дается падение прочности
соединений до сг=0,88
кгс/ом2 для поперечного
шва и а=0,51 кгс/см2 для
продольного шва. В после-
дующие дни наблюдается
Рис. 60. Схема инструмента
для ультразвуковой сварки
кровеносных сосудов линейным
швом. Объяснения в тексте.
повышение прочности, ко-
торая обусловливается регенерацией ткани в зоне свар-
ки и определяет биологическую прочность сварного сое-
динения.
Разработка оборудования для ультразвуковой сварки
кровеносных сосудов и маточных труб
При разработке оборудования учитывались общие
требования, предъявляемые к хирургическому инстру-
менту, работающему непосредственно в операционной
149=
ране, и специальные, обусловленные спецификой сварки
кровеносных сосудов и маточных труб.
Выполнение сварки кровеносных сосудов и маточных
труб выдвигает специфические требования к оборудова-
нию: 1) минимальная травматизация ткани; 2) стабили-
зация параметров режима сварки.
На основании проведенных исследований и с учетом
требований, предъявляемых к медицинскому оборудова-
нию, были спроектированы инструменты и приставки к
ультразвуковому генератору типа УРСК-7Н для ультра-
звуковой сварки сосудов и маточных труб.
Инструмент для ультразвуковой сварки кровеносных
сосудов (рис. 60) позволяет соединять сосуды линейными
(поперечными, продольными) швами. Поперечный шов
выполняется иногда и при полном рассечении сосуда для
закрытия кровотока, продольный — при частичном рас-
сечении для восстановления кровотока.
Техническая характеристика:
Частота ультразвуковых колебаний, кГц
Амплитуда колебаний инструмента-волновода, мкм
Установка фиксированного зазора, мм
Потребляемая мощность, Вт
Габаритные размеры, мм
Масса, кг
—26,5
—0—45
—0,01—5
—180
—300X85X50
—0,8
Инструмент для ультразвуковой сварки сосудов со-
стоит из: А — акустического узла, Б—инструмента-вол-
новода, В — опоры. Г — узла, регулировки фиксированно-
го зазора.
Акустический узел состоит из магнитострикционного
преобразователя (2) и трансформатора упругих колеба-
ний (4), имеющего коническо-цилиндрическую форму.
Магнитострикционный преобразователь и трансформатор
упругих колебаний, выполненный из сплава Д16Т, отде-
лены от корпуса акустического узла (3) резиновой втул-
кой (5) и резиновой прокладкой (1).
В выходной части трансформатора упругих колебаний
предусмотрена резьба для ввинчивания шпильки (7), с
помощью которой происходит присоединение сменного
инструмента-волновода из титанового сплава экспонен-
циальной формы. Узел регулировки фиксированного за-
зора (Г) состоит из привода перемещения опоры (Б) и
микрометра. Корпус узла регулировки (16) закреплен
на кронштейне (17) при помощи прессовой насадки.
150
Кронштейн имеет форму
хомута и при установке на
корпус акустического уз-
ла стягивается винтом (6).
В корпусе расположен
привод перемещения опо-
ры, состоящий (из ползуна
(15), соединенного прес-
совой насадкой со штоком
опоры (12) и резьбой с
толкателем (18). Между
ползуном и упорной тай-
кой (11) расположена
возвратная пружина (8).
Упор (9) закреплен в пол-
зуне и перемещается
вдоль продольного паза
корпуса, ограничивая ход
ползуна.
На поверхности корпу-
са выполнена резьба с ша-
гом 0,5 мм, по которой пе-
ремещается микрометри-
ческая гайка (10). На на-
ружный диаметр макро-
метрической гайки навин-
чивается лимб, на кони-
ческой поверхности кото-
рого нанесена шкала с 50
делениями.
Фиксирование лимба
(1-3) относительно микро-
метрической гайки осуще-
ствляется контрагайкой
(14). На наружной повер-
хности корпуса нанесена
продольная линия для от-
счета величины фиксиро-
Рис. 61. Схема инструмента для
ультразвуковой сварки кровенос-
ных сосудов кольцевым швом.
19 — втулка; 20 — винт; 21 — разборные
втулки; 22 — закрепляющий винт. Ос-
тальные объяснения те же, что и к.
рис. 60.
ванного saisopa.
Перед сваркой проверяют нулевое положение зазора
и лимба механизма регулировки фиксированного зазора.
Нажатием на кнопку толкателя (18) опора перемещает-
ся вниз и между торцом инструмента и опорой помещают
соединяемые кромки сосуда так, чтобы они соприкаса-
151

310x120x55
Для снижения массы установки наружный корпус,
рукоятка изготовлены из алюминиевого сплава Д16Т.
Техническая характеристика:
Питание сети, В
Частота колебаний, кГц
Амплитуда колебаний, мкм
Габаритные размеры, мм
Масса, г
—220
—26,5
—139х Ю6
—200
После стерилизации инструмента (3) хирург нажа-
тием на курок (5) отводит нижнюю опору (2) вниз.
<3 помощью индикаторного винта (4) устанавливается
гарантированный зазор. Вводят инструмент в операцион-
ное поле к месту предполагаемой сварки. С помощью
хирургического пинцета хирург подводит стык тканей к
инструменту-волноводу (1). Отпуская курок (5), нижняя
опора (2) прижимает сосуд к инструменту. После про-
верки качества установки инструмента нажатием на пе-
даль включается генератор. По окончании сварки отво-
дится нижняя опора (2) вниз и освобождается инстру-
мент.
154
Глава 10
СПОСОБ РАССЕЧЕНИЯ КОСТНОЙ ТКАНИ
УЛЬТРАЗВУКОВЫМИ ИНСТРУМЕНТАМИ
Операции по разделению биологических тканей орга-
низма широко применяются в медицинской практике. По-
добные операции проводятся как для обеспечения досту-
па к внутренним органам, так и для лечения костей, по-
раженных различными патологическими процессами,
удаление костных опухолей, восстановление функцио-
нальных способностей органа с помощью корригирующих
резекций и др. Для проведения операций на костях ис-
пользуются такие инструменты, как долото (остеотом)
[96], кусачки, различные хирургические пилы. Разрабо-
тан целый ряд специализированных инструментов для
разделения отдельных видов костей: стернотом [16] (раз-
деление грудины), кусачки Люэра, гибкие проволочные
электрофрезы [68] и т. п. Названные инструменты до-
вольно просты в обращении и обладают достаточно вы-
сокой производительностью. Однако работа с ними тре-
бует от хирурга затраты значительных физических уси-
лий в процессе операции, вследствие которых разделяе-
мой ткани наносится дополнительная механическая
травма, что может отрицательно сказаться на последую-
щей регенерации последней. При обработке костных
тканей нередки случаи разрушения кости, как это часто
бывает при остеотомии [14, 44, 88].
Попытки уменьшить механическое воздействие на.
костную ткань при разделительных операциях привели к.
созданию механизированных инструментов с использова-
нием электропривода: электрофорезы, электродрели и
т. п. Использование подобных инструментов позволило
значительно облегчить труд хирурга, а также повысить
производительность процесса резания. Однако интенсив-
ный нагрев режущего инструмента в процессе операции
приводит к коагуляции белка в костной ткани и, как
следствие, к некрозу (отмиранию) клеток по краям кост-
ной раны [79].
Идея разрезания костных тканей инструментами при
помощи ультразвуковых колебаний родилась на основе
аналогии применения ультразвука при сверлении метал-
лических изделий. Способы сверления с помощью уль-
155
тразвука были отработаны в МВТУ им. Н. Э. Баумана
на кафедре технологии проф. В. Н. Подураевым и нашли
распространение в промышленности.
Были проведены опыты по наложению ультразвуко-
вых колебаний на пилообразные окончания концентрато-
ров. Уже первые опыты, проведенные на кафедре «Сва-
рочное производство», дали обнадеживающие результа-
ты. Ультразвук для резания костей был признан с поло-
жительной стороны всеми хирургами, опробовавшими
указанный метод в травматологии, ортопедии, торакаль-
ной хирургии, стоматологии и т. д.
Сущность способа заключается в том, что на режу-
щий инструмент, представляющий собой пластину, гео-
метрические параметры которой определяются плотно-
стью разделяемой ткани, накладываются упругие меха-
нические колебания ультразвуковой частоты.
Оборудование, инструменты при ультразвуковом раз-
делении совершенно аналогичны оборудованию и инстру-
ментам, применяемым при соединениях (сварки) и
восстановлении (наплавки) тканей, рассмотренные в
главе 2-й.
Непосредственно инструмент для резания костных
тканей ультразвуком состоит из узкой тонкой пластины
в концевой части концентратора. На ее узкую грань на-
носится насечка, форма зуба и шаг устанавливают из
условия обеспечения оптимальных технологических па-
раметров процесса.
Зубья насечки инструмента при резании совершают
продольные колебания с частотами 20 000—30 000 Гц и
амплитудами А=20—60 мкм. Физический процесс реза-
ния костных тканей включает два этапа.
В первом этапе в результате ультразвуковых колеба-
ний производится съем микростружки, зубья пилы внед-
ряются в костную ткань, во втором этапе происходит
срезывание ткани между зубьями насечки. Срезывание
осуществляется за счет сдвигающей (горизонтальной)
составляющей силы Pz, усилия хирурга Р, прикладывае-
мого к инструменту, в процессе перемещения инстру-
мента. Физические и технологические параметры процес-
са резания, а также форма инструмента определяют тем-
пературу в зоне резания и производительность процесса.
Использование ультразвука позволяет в значительной
степени облегчить работу, совершаемую рукой хирурга,
энергией ультразвуковых колебаний. Таким образом,
156
Рис. 63. Производительность процесса (Vp) и усилия резаиия (Pz)
от давления на обрабатываемую поверхность.
1 — без ультразвука; 2 — с ультразвуком.
применение для разделения костей ультразвуковыми ин-
струментами является еще одним шагом в механизации
хирургических разделительных процессов.
Наложение ультразвуковых колебаний на режущий
инструмент оказывает существенное влияние на процесс
резания костной ткани. Как показано на рис. 63, произво-
дительность процесса резания с ультразвуком значитель-
но превосходит производительность процесса обычного
резания механическим инструментом, в то время как уси-
лия резания в направлении главного движения Pz отли-
чаются не более, чем в 2 раза. Следует отметить харак-
терную особенность процесса резания с ультразвуком:
кривая производительности имеет четко выраженный
максимум, соответствующий определенному значению
Ру—усилия давления режущего инструмента на обраба-
тываемую поверхность. Дальнейшее увеличение давле-
ния приводит к снижению производительности процесса
при заданных технологических параметрах.
Производительность резания костных тканей зависит
от амплитуды колебаний, их частоты, геометрии режуще-
157
го клина инструмента, давления Ру на инструмент, ско-
рости перемещения инструмента по обрабатываемой по-
верхности.
Повысить производительность процесса можно за
счет увеличения энергии ультразвуковых колебаний, рас-
пространяющихся в инструменте, а именно, за счет уве-
личения амплитуды и частоты колебаний.
Амплитуда вынужденных механических колебаний
инструмента при ультразвуковом резании является од-
ним из важнейших параметров процесса. С увеличением
амплитуды колебаний увеличивается и скорость микро-
перемещения режущей кромки вдоль обрабатываемой
поверхности,
V=— VmcosoZ (68)
Известно, что с изменением скорости резания силы
резания также изменяются. При распространении в ре-
жущем инструменте ультразвуковых колебаний макси-
мальная скорость микроперемещений режущей кромки
достигает значительных величин. При изменении ампли-
туды колебаний от А=10 до А=60 мкм при частоте
f=26 кГц скорость микроперемещений режущей кромки
изменяется от Vm=96 м/мин до Vm=565 м/мин.
Как показали эксперименты, подобное изменение ско-
рости резания приводит к снижению усилия нормально-
го давления Ру более чем в 3 раза, причем производи-
тельность процесса увеличивается в 10 раз.
Амплитуда колебаний инструмента является факто-
ром, определяющим объем стружки в процессе микроре-
зания. Как показали исследования, увеличение амплиту-
ды колебаний способствует росту производительности
процесса при одновременном снижении значений усилий
нормального давления Ру (рис. 64). Усилия резания в
направлении главного движения с увеличением ампли-
туды колебаний инструмента увеличиваются. С увеличе-
нием амплитуды колебаний инструмента производитель-
ность процесса микрорезания, т. е. объем стружки, сня-
той за счет микроперемещений режущей кромки, растет
в связи с увеличением длины снимаемого слоя при ма-
лых значениях силы нормального давления Ру. Увеличе-
ние усилия давления на инструмент способствует более
глубокому внедрению режущего клина в костную ткань,
тем самым увеличивает толщину срезаемого слоя, а,
158
i}s,ntf/p.x Рг,Ру,иг
Рис. 64. Влияние амплитуды колебаний и шага насечки инструмента
на производительность процесса и усилия резания.
Рис. 65. Влияние переднего угла резания на производительность
процесса и усилия резания с ультразвуком.
Рис. 66. Влияние акусти-
ческих параметров коле-
баний инструмента на
температуру в зоне реза-
Рис. 67. Влияние техно-
логических параметров
процесса на температуру
в зоне резания.
О 50 1ОО 150 200 Ру. е
следовательно, и площадь сдвига, что вызывает пропор-
циональный рост силы резания в направлении главного
движения. Сила резания Ру является нагрузкой для аку-
стической системы инструмента. Увеличение нагрузки
приводит к изменению резонансных характеристик си-
стемы, и, как следствие, — к уменьшению амплитуды ко-
лебания инструмента, что приводит к снижению произ-
водительности процесса. Влияние частоты колебаний ин-
струмента не столь существенно. При изменении частоты
колебаний от 20 до 30 кГц производительность возрас-
тает на 15—20%.
Производительность возрастает с увеличением шага
насечки. Изменение шага от 0,4 до 1,1 мм вызывает уве-
лечение I в несколько раз (см. рис. 64), однако при
этом ухудшается чистота обработки.
Существенное влияние на производительность оказы-
вает угол резания инструмента уо. Изменение переднего
угла от минус 45° до плюс 20° в 1,8 раза повышает про-
изводительность, а также усилия резания в направлении
главного движения Pz (рис. 65).
Угол резания оказывает влияние на физико-механи-
ческие процессы. При отрицательных углах резания име-
ет место явление, напоминающее соскабливание, при по-
ложительном угле резко выражено скалывание материа-
ла. Это положение подтверждается изменением грануля-
ции стружки. При значениях переднего угла у°^0 ве-
личина частиц костной стружки на 15—20% больше,
чем при у°<0. Увеличение переднего угла уменьшает
усилия Ру.
Величина угла резания у° оказывает влияние на фи-
зико-механические процессы, регулирующие температуру
нагрева. При изменениях угла от минус 45° до плюс 15°
температура снижается на 20°. По-видимому, это может
быть объяснено повышением производительности, боль-
шим расходом энергии на разрушение ткани. Кроме того,
при у>0 тепловой поток направляется в большей мере
в стружку, нежели при отрицательных значениях угла.
Следует помнить, что повышение Т° связано с повыше-
нием значения давления Ру. Последнее вызывает рост
сил и работы трения, что естественно сопровождается
ростом температуры, Т° снижается при увеличении ско-
рости резания.
Качественное изменение процесса резания происхо-
дит вместе с изменением скорости перемещения инстру-
мента. С увеличением скорости процесс резания приоб-
ретает прерывистый, ударный характер, это может сопро-
вождаться образованием трещин в корне стружки, что
ведет к снижению энергии деформации;
На рис. 66, 67 даны значения температуры в зависи-
мости от амплитуды колебаний А, частоты f, скоро-
11 Заказ № 768
161
160
сти перемещения инструмента и давления на инстру-
мент Ру.
Как следует из построенных кривых, избежать повы-
шения температуры свыше 60° возможно при Ру, не пре-
вышающем 250—260 г. Установлено, что существенным
условием, обеспечивающим производительность процесса
резекции костных тканей пилами, является рациональ-
ный профиль зубьев, обеспечивающий хорошие условия
отвода стружки. В МВТУ им. Н. Э. Баумана был пред-
ложен ультразвуковой инструмент с разведенными
зубьями и рекомендована специальная технология
доводки.
Увеличение угла развода зубьев до 20—25 °C приво-
дит к повышению производительности более чем в 2 ра-
за. Увеличение пространства между зубьями обеспечи-
вает более глубокое внедрение в кость и, кроме того,
улучшает условия отвода стружки. При разводе костная
стружка выводится через полость, образованную за счет
уменьшения плошали передней поверхности зубьев на-
сечки.
Дальнейшее увеличение угла развода относительно
указанных значений нерационально, так как приводит к
снижению производительности.
При наличии разведения зубьев увеличение усилия
нормального давления Ру на инструмент повышает уси-
лие Pz в направлении движения при резке. Это является
следствием того, что контакт поверхности пилы с костью
существенно уменьшается. Таким образом, при одинако-
вом давлении разведенные зубья пил внедряются более
глубоко в костную ткань, нежели неразведенные.
Критерием, подтверждающим сделанные выше выво-
ды, является грануляция стружки. Показано, что при
значениях переднего угла у>0 с увеличением амплитуды
ультразвуковых колебаний от 10 до 60 мкм грануляция
стружки растет. Для обычной пилы грануляция увеличи-
вается от 150 до 350 мкм, при разведенной — 200—
400 мкм. При значениях у<0 указанные цифры уменьша-
ются на 15—20%.
Повышение давления на пилу до 200 г увеличивает
грануляцию стружки до 350 мкм. Дальнейшее увеличе-
ние давления способствует уменьшению грануляции при-
близительно на 20%, грануляция лишь незначительно
повышается с увеличением давления. Следует отметить,
что при применении для резекции разведенных ультра-
162
Рис. 68. Амплитуда коле-
баний, распространяю-
щихся в кости животно-
го в процессе ультразву-
ковой резки.
1 — при неподвижном инст-
рументе; 2 —резание вдоль
образующей кости; 3 — реза-
ние поперек образующей
звуковых пил температура в зоне реза уменьшается на
15—20 °C по сравнению с неразведенными.
Понижение температуры происходит, по-видимому,
вследствие улучшения теплообмена в результате образо-
вания ультрузвукового потока через пространство, обра-
зованное разводом зубьев. Возможно, что понижение
температуры происходит как следствие интенсивного от-
ведения стружки между зубьями.
При ультразвуковой резке костных тканей зона реза-
ния является не только источником тепла, но также и
приложением к кости упругих механических колебаний,
которые могут сказаться на жизнедеятельности биологи-
ческого материала. Однако результаты проведенных в
МВТУ экспериментов (рис. 68) показывают, что ампли-
туда колебаний и зона их распостранения весьма незна-
чительны и вряд ли может оказывать на костную ткань
существенное влияние.
Исследования основных технологических параметров
процесса ультразвуковой резки биологических тканей
(Pz; h; Т°) проводились на специализированной лабора-
торной установке, в которой величина усилий резания
определялась с помощью тензодатчиков, установленных
на тарированной пружине, температура определялась с
помощью термопар. Данные термопар и датчиков запи-
сывались на светолучевом осциллографе. Производитель-
ность процесса определялась объемом костной ткани,
снятым за одно возвратно-поступательное движение ин-
163
Время, мин
Рис. 69. Продолжитель-
ность срока службы ин-
струментов.
Рис. 70. Износ зубьев на-
сечки инструментов.
1 — сталь ЗОХГСА; 2 — тита-
новый сплав ОТ-4.
струмента JMM3/pa6. ход. Эксперименты проводились на об-
разцах из костной ткани размерами 5X10X50 мм3.
Инструменты, применяющиеся при ультразвуковой
резке костных тканей, должны обладать коррозионной
стойкостью, малой массой, быть надежными в эксплуа-
тации.
Знакопеременные напряжения, действующие в инст-
рументе при распространении в нем ультразвуковых ко-
164
Рис. 71. Влияние износа
зубьев насечки инстру-
мента на температуру в
зоне резания.
1~С
200 S,tiKM
лебаний, достигают значительных величин. Кроме того,
впадины между зубьями насечки, являясь концентрато-
рами напряжений, могут способствовать образованию
трещин и, как следствие, разрушению инструмента. Ма-
териалом, наиболее пригодным для изготовления ультра-
звуковых инструментов, является титан и его сплавы.
Инструменты, изготовленные из титановых сплавов, по
своему сроку службы значительно превосходят стальные
(рис. 70). Титановые сплавы уступают по твердости ста-
лям. Поэтому титановые ультразвуковые инструменты
обладают меньшей износостойкостью, чем стальные. На
рис. 70 приведены данные износа вершины зубца насеч-
ки инструмента, в зависимости от времени, угла заост-
рения профиля р = 50°. Износ зубьев насечки инструмента
оказывает влияние на температуру в зоне резания кост-
ной ткани, однако, как видно из рис. 71, не очень значи-
тельное.
Гистологический анализ разрезаемых костных тканей
показывает, что остеотомия ультразвуковыми инструмен-
тами позволяет получить ровные поверхности без раст-
рескивания и образования мелких костных фрагментов.
Зазор между фрагментами составляет 0,1—0,3 мм, края
опилов ровные. Ядра костных клеток (остеоцитов) не
окрашены, что имеет место при обычных переломах. Кро-
воизлияния между костными балками выражены слабо.
Гистологические исследования подтвердили, что уль-
тразвуковая резка травмирует костные ткани в значи-
165
тельно меньшей степени, нежели при применении других
хирургических инструментов. При резке пилой Джигли
зазор между фрагментами достигал 1 мм, в костной ране
обнаруживалось большое количество мелких костных
фрагментов, отмечались заметные кровоизлияния, имели
место растрескивания краев костной раны. Ультразвуко-
вая резка улучшает процесс мозолеобразования
Наиболее существенно положительным обстоятельст-
вом при ультразвуковой резке является незначительная
зона некробиоза (около 20 мкм), что обеспечивает хоро-
шие условия регенерации тканей.
При резке ультразвуковыми инструментами в костной
мозоли раньше появляются костные клетки, чем при рез-
ке пилой Джигли.
Применение ультразвуковой резки костных тканей в
клинике было впервые проведено в больнице № 50
(ЦОЛИУВ) проф. В. А. Поляковым, в ЦИТО
им. Н. Н. Приорова акад. АМН СССР М. В. Волковым
и в торакальной хирургии член-корр. АМН СССР
В. И. Петровым.
Ультразвуковые режущие инструменты применялись:
при резекции плечевой, лучевой, локтевой костей, костей
таза по поводу опухолей, при удалении разбитых голо-
вок лучевой кости, при резекции участков берцовой и
других костей, при выпиливании трансплантатов и ложа
для них, при поперечных, угловых остеотомиях. Для
удаления костных новообразований был разработан ин-
струмент, режущая кромка которого выполнена по замк-
нутому контуру [29], что позволяет обрабатывать поверх-
ности практически любой конфигурации. Этот инструмент
нашел широкое применение в клинике детской хирургии
и ортопедии.
Ультразвуковая резка костных тканей в настоящее
время применяется во многих медицинских учреждениях
и не только в СССР, но и за рубежом.
Ультразвуковые методы рассечения костей хорошо
зарекомендовали себя в клинической практике, так как
они требуют малые усилия, прикладываемые хирургом
на инструмент, возможность резания по любым конту-
рам, обладают малой травматичностью, выявляется обез-
боливающий эффект, - который особенно эффективен в
первые 1—2 дня после операции и т. д. Ультразвуковая
резка открыла новую страницу в ультразвуковой обра-
ботке костных и других биологических тканей.
166
Глава 11
УЛЬТРАЗВУКОВОЕ СВЕРЛЕНИЕ КОСТНОЙ ТКАНИ
Способ ультразвукового сверления костной ткани
представляет собой одну из разновидностей ультразву-
ковой резки биологических тканей.
Сущность способа заключается в том, что на инстру-
мент помимо вращательного движения накладываются
механические колебания ультразвуковой частоты. Воз-
можно наложение продольных (вдоль оси сверла), кру-
тильных (тангенциальных) и комплексных колебаний.
На рис. 72 представлены силы, возникающие в процессе
сверления и изменения их при наличии ультразвуковых
колебаний [53]. При сверлении без ультразвука на свер-
ло действуют силы Ро пара сил Pi Pi и силы трения на
ленточках Р, t. Равнодействующие силы, действующие на
режущие грани, можно разложить на составляющие Н,
Т и R и тогда все силы, направленные вдоль оси, можно
суммировать. Также можно суммировать все моменты,
прикладываемые к сверлу. Тогда все силы, действующие
на сверло, можно привести к одной силе или к одной
паре сил.
При наложении ультразвуковых дрлебаний будут
изменяться продольные и касательные силы за счет по-
явления осциллирующих сил (рис. 72, б). Это приводит
к уменьшению сил трения на ленточке сверла и измене-
нию осевого усилия. В результате сила сверления, рав-
ная сумме моментов всех тангенциальных сил, уменьша-
ется.
Нами предпринята попытка провести количественный
анализ эффективности сверления отверстий в твердых
биологических тканях с помощью сверла, совершающего
ультразвуковые колебания. Схема ультразвуковой аку-
стической системы и эпюра колебательной скорости по-
казаны на рис. 73.
Так как рассмотрение ультразвукового инструмента
как колебательной системы с распределенными парамет-
рами весьма затруднительно, заменим его колебательной
системой с одной степенью свободы. При этом учитываем
тот факт, что мощность, затрачиваемая на движение по-
дачи, пренебрежительно мала по сравнению с мощ-
ностью, затрачиваемой на резание [1, 52].
167
Рис. 72. Силы, действующие на сверло в процессе сверления,
а — без ультразвука; б — с ультразвуком.
Рис. 73. Схема акустической головки и эпюра колебательной ско-
рости.
Согласно (6) будем иметь:
/пр¥-НИс(У)=МВр, (69>
где 1пр — приведенный к сечению z— z физический мо-
мент инерции части инструмента; Л4С— момент сил
168
Рис. 74. Зависимость момента сопротивления от угловой скорости
врашения сверла.
резания, приведенный к сечению- z—z\ ЛГвр —момент,
который необходимо приложить к инструменту для осу-
ществления стационарного процесса сверления (вращаю-
щий момент) [46, 53]; 47=<p(z, /)— угол поворота сече-
ния Z—Z.
Приведенный момент инерции определяется следую-
щим образом:
4-/пРФг(^)=4-р(г)Ф2аг+
169
откуда:
J/(г) ^dz+jf(z)UVz
где I(z) — погонный момент инерции произвольного сече-
ния инструмента; cp(z)—угол поворота произвольного
сечения инструмента.
Закон движения сечения z—г известен:
¥ (0=Wo cos /rf-W, (71)
где Ч’о—амплитуда угла поворота сечения при ультразву-
ковых колебаниях; ю0 — постоянная угловая скорость
вращения инструмента; р — круговая частота ультразву-
ковых колебаний.
Подставляя (71) в уравнение (69) получаем для ЛГвр-*
ЧР =мс (—Yop sin pt+®0)—Znp4fop2cos pt. (72)
Среднее за период значение движущего момента оп-
ределяется следующим образом:
2ft
Л1Вр=-^-YoPsinp^-l-cOo)—Znp^oP^ospfld/ (73)
Введем коэффициент снижения вращающего момента
при наличии ультразвуковых колебаний сверла:
(74)
Мир .ср
Проводя вычисления по формуле (72) примем, что
зависимость момента сопротивления от угловой скоро-
сти сверла имеет вид (рис. 74):
2Ис(У)^(Яо^>° (75)
I О V<0,
где Mcp=F(Unp, ©о, Рос, 49; Unp — продольная колеба-
тельная скорость; Рос — осевое усилие.
Вычисляя с учетом (75) интеграл (73), будем иметь:
Чр.ср = « + 2arc sin-''- )• (76)
170
Отсюда получаем для коэффициента снижения вращаю-
щего момента
2л lim/C—2.
л 4- 2arc sin WqP * сю (77)
Таким образом, наличие ультразвуковых колебаний
сверла значительно уменьшает момент сил резания, что
благоприятно сказывается на процессе сверления и об-
легчает работу режущего инструмента.
Механизм сверления костной ткани с применением
ультразвуковых колебаний состоит в следующем. Режу-
щая грань сверла (аналогично клину ультразвуковой пи-
лы) совершает продольные колебания, однако вследствие
наличия в инструменте комплексных колебаний возмож-
но движение режущей кромки по сложной кривой, пара-
метры которой определяются соотношением между про-
дольной и крутильной составляющей вектора амплитуды
колебаний. Основное преимущество ультразвукового
сверления проявляется при прохождении кортикального
слоя кости, прочностные характеристики которого дос-
таточно велики. Как и при обычном сверлении резание
материала кости происходит за счет возникновения в
месте контакта режущего клина и материала напряже-
ний, превышающих разрушающие. Однако при наличии
микроперемещений (продольных, тангенциальных или
комплексных), возникающих при действии на инстру-
мент знакопеременных возмущающих сил, характер ре-
зания несколько изменяется в силу того, что колебатель-
ная скорость микроперемещений значительно превышает
скорость поступательного и вращательного движения
инструмента, происходит отрыв режущей грани инстру-
мента (при ТсО, где Т — колебательная скорость). За
это небольшое время возможно «засасывание» жидко-
сти из влажной костной ткани в разряженное простран-
ство, что способствует уменьшению сил трения при ходе
клина вперед, выталкиванию костной стружки из зоны
реза и лучшему охлаждению инструмента. Возможные
кавитационные явления при наличии 1 тонких жидкост-
ных прослоек между режущей гранью и материалом ко-
сти могут приводить к очистке поверхности реза от не-
желательных побочных явлений при сверлении (нажег,
сдавливание стружки в материал кости и т. п.), а при
171
больших интенсивностях ультразвука возможен также
эффект уменьшения усилия, необходимый для резекции
кости, за счет возникновения значительных давлений
в полостях. При воздействии ультразвука на инструмент
резко уменьшается размер костной стружки, что тоже
приводит к уменьшению температуры в зоне реза. Мел-
кая стружка обладает большим отношением поверхности
к объему, а нагрев стружки вследствие ее незначитель-
ной теплопроводности идет лишь на ее поверхности. При
том же объеме удаляемой стружки более мелкая струж-
ка способствует уменьшению температуры в зоне реза,/
Волноводы-инструменты для ультразвукового свер-
ления имеют рабочую часть в виде сверла со спиральны-
ми канавками для улучшения отвода костной стружки.
Нами проведен анализ работы такого вида инструмента.
Наличие неоднородности поперечного сечения, в виде
спиральной канавки, приводит к возникновению крутиль-
ной составляющей колебания. Причем канавка выполне-
на на экспоненциальном инструменте-волноводе по зако-
ну:
г=гое-^(Гсоз V-L/sin V)-}—Vk, (78)
где S — шаг канавки; гое~^характеризует экспоненци-
альное изменение радиуса концентратора; V—скалярный
параметр; угол поворота полярного радиуса-вектора;
i, j, k— орты.
Тогда в параметрическом виде получим:
x=roe-₽x cos V,
y—roe~^x sin V,
Уравнение (78) позволяет произвести инструментов-
волноводов с постоянным и переменным шагом спираль-
ной канавки различной глубины.
Уравнение для крутильных колебаний данного инст-
румента-волновода может быть записано в виде [53, 54]
I I dip (х) d<p_____р d2q> __ р
dx2 “г 1р(х) dx ' dx р ’ dt2 ’ v ’
где q> — угол поворота сечения; р, р. — плотность и мо-
дуль сдвига материала стержня; 7Р (х) — полярный мо-
мент инерции инструмента-волновода.
172
Применительно к исследуемому концентратору выве-
дено уравнение:
I — „( l+cos2tn 1 /ОПК
Р [2 4 \ cos3p J 2 ' cosfx ]’ ' '
где R — радиус инструмента-волновода; г — радиус ка-
навки: 0*— угол наклона канавки.
₽х=₽о—(81)
где 0о, 0к— начальный и конечный углы наклона канав-
ки; I—длина инструмента-волновода; £—коэффициент,
зависящий от глубины канавки.
Решение уравнения (79) для случая:
ср1=ф-е/и/. (82)
С учетом установления синусоидальных форм колеба-
ний при подстановке (82) и (79) получаем:
(83>
где
Ю=2,А
и скр
Экспериментальные исследования распределения ам-
плитуд крутильных и продольных колебаний, выполнен-
ные И. В. Матвейчуком и А. И. Соколовым, графически
представлены на рис. 75.
Аналитическое исследование данных позволило уста-
новить характер изменения напряжений по длине кон-
центратора, вызванных продольными (е) и крутильными
(у) колебаниями с рядом экстремальных значений. Более
плавный характер изменения АПр, Акр; е (<5); у (г) по дли-
не инструментов-волноводов имеет место у трехзаходных
волноводов.
При разработке способа ультразвукового сверления
главным являлось создание такого технологического
процесса, который бы сохраняя основные качества обыч-
ного сверления с помощью электросверлильных устройств
(высокую производительность, несложное управление,
неприхотливость в обслуживании), устранял бы по воз-
можности недостатки, присущие ему. Снижение травма-
173
Рис. 75. Распределение амплитуд и деформаций по длине инстру-
мента.
а — двухзаходного; б — трехзаходного.
тичности процесса возможно при уменьшении числа обо-
ротов двигателя сверла до минимально необходимых для
проведения процесса с одновременным уменьшением веса
и габаритов сверлильной головки. Понижение температу-
ры в зоне сверления возможно за счет уменьшения числа
оборотов двигателя, улучшения отвода стружки из зоны
реза.
Главное внимание при проведении эксперименталь-
ных исследований определения технологических парамет-
ров способа ультразвукового сверления было обращено
двум факторам: а) производительности и безопасности
процесса; б) температуре в зоне резания.
Все эксперименты проводились со сверлами диамет-
ром 4 мм, так как основные соотношения между техноло-
гическими параметрами сверления должны остаться не-
изменными, если свести их к удельным (по усилию, по
крутящемуся моменту) и учитывать возможности изме-
нения теплоотвода в сверлильную головку.
Использовались высушенные кости, т. е. имитирова-
лись наихудшие условия по теплоотдаче и для работы
инструмента. В дальнейшем исследования проводились
на нативных костях для выдачи более точных рекомен-
даций по применению предлагаемого способа.
174
Рис. 76. Температурный эффект при обычном и ультразвуковом
сверлении.
1 — обычное сверление N=1470 об/мин, Рос=1,5 кгс; 2 — с ультразвуком —
N='15O об/мин. f=26,5 кгц, А=40 мкм, Рос=1,5 кгс.
Замер температуры производился во всех эксперимен-
тах одинаково: пробным сверлением определялась задан-
ная глубина погружения сверла в костную ткань и после
этого, отступая от этой глубины 1 мм, с другой стороны
кости крепилась термопара. Также проводились замеры
по боковой поверхности отверстия. В графиках отражена
максимальная температура.
Сравнительные данные по температуре, возникающей
в зоне сверления, при сверлении кости, применяемой в
настоящее время электродрелью и при сверлении такого
же отверстия ультразвуковым инструментом, показано
на^рис. 76.
Полученные результаты свидетельствуют о значитель-
но большей температуре в зоне резания при электросвер-
лении и о быстром росте ее, начиная с 5 с работы, что
может привести к некрозу ткани.
175
При увеличении глубины погружения сверла увеличи-
вается трение его граней о боковую поверхность отвер-
стия, что при больших оборотах также приводит к нарас-
танию температуры.
Изменение частоты ультразвуковых колебаний при
постоянных параметрах Р, A, t, п влияет на тепловыде-
ление в зоне реза и на производительность процесса,
вызванной изменениями числа колебательных движений
и работы сил трения, а также работы, затраченной на
преодоление сопротивления срезу костной ткани. Боль-
шее число колебаний в единицу времени должно несколь-
ко увеличивать производительность процесса, хотя, веро-
ятно, это не главный фактор, ибо все-таки основной
вклад в срез ткани вносится за счет вращения острых ре-
жущих кромок инструмента. Увеличение частоты ультра-
звуковых колебаний от 22 до 32 кГц не приводит к су-
щественному увеличению температуры и производитель-
ности при сверлении.
Амплитуда ультразвуковых колебаний существенно
влияет на производительность процесса и на температур-
ный эффект (см. рис. 76).
Увеличение амплитуды колебаний приводит к увели-
чению работы сил трения и работы на скалывание ткани
в большей степени за счет возрастания «ударного» эф-
фекта, т. е. проникновения сверла за одно колебание на
большую глубину. Результаты эксперимента показывают,
что без применения дополнительного охлаждения ампли-
туду колебаний не следует устанавливать более 45—
50 мкм.
Влияние оборотов сверла на производительность и
температуру при сверлении имеет неодинаковую тенден-
цию (рис. 77).
Увеличение числа оборотов благоприятно сказывается
на производительности процесса сверления. Это, очевид-
но, можно объяснить уменьшением числа «холостых» ко-
лебаний сверла, когда из-за большой частоты ультразву-
ковых колебаний сверло не успевает «повернуться» к но-
вой порции обрабатываемого материала. Это явление,
вероятно, необходимо учесть в дальнейшем при проекти-
ровании оптимальной формы режущей кромки сверла,
способной увеличить долбежный эффект при сверлении.
Зависимость температуры от числа оборотов имеет ми-
нимум при и=350—450 об/мин, что позволяет рекомен-
довать эти обороты для процесса сверления. Уменьшение
176
Рис. 77. Зависимость производительности процесса и температуры
при ультразвуковом сверлении от амплитуды:
f=26,5 кГц, Рос=1,8 кгс, t“10 с, N=150 об/мин.
температуры при изменении числа оборотов от 100 до
300 об/мин можно объяснить приближением процесса к
стационарному, т. е. приход тепла компенсируется все
увеличивающимся отводом нагретой стружки и уменьше-
нием числа «холостых» колебаний. После 450 об/мин, ве-
роятно, вступает в силу фактор затруднения удаления
стружки и увеличения сил трения о боковые грани отвер-
стия при все увеличивающейся работе сил на разрушение
костной ткани. Одним из важных параметров техноло-
гического процесса является усилие давления на сверло
в процессе сверления.
Производительность процесса и температура нелиней-
ным образом зависят от осевого усилия, причем произво-
дительность в большей степени, чем температура (см.
рис. 77).
Увеличение осевого усилия приближает ультразвуко-
вое сверление к обычному, заставляя режущие кромки
сверла внедряться на большую глубину и снимать боль-
ше материала в единицу времени. Вероятно, при опреде-
лении оптимального усилия на сверло необходимо исхо-
дить из веса ультразвукового акустического узла и раз-
вивающихся температур в зоне резания, исходя из кото-
рых можно рекомендовать усилие при сверлении, не пре-
вышающее 2 кг.
12 Заказ № 768
177
Большую роль играет геометрия самого режущего ин-
струмента-сверла, изменяя которую можно в значитель-
ной мере повысить технологические параметры сверле-
ния. К таким геометрическим параметрам инструмента
следует отнести в первую очередь геометрию режущей
части сверла и число заходов. Влияние этих геометриче-
ских характеристик сверла на ультразвуковое сверление
показано на рис. 78,а.
178
Исходя из полученных результатов, можно сделать
вывод о наличии значений углов а и 2<р в качестве опти-
мальных, которые можно рекомендовать. Влияние числа
заходов сверла на производительность и температуру, ве-
роятно, связано с несколько большим отводом нагретой
стружки из зоны реза. Это уменьшает температуру и
практически не влияет на производительность процесса
(рис. 80, б, в, г).
Таким образом можно выделить значения геометриче-
ских параметров сверла и технологических параметров
процесса ультразвукового сверления (табл. 7), при кото-
рых эффективность его наибольшая.
Таблица 7
Рекомендуемые параметры процесса ультразвукового сверления
(Параметр Частота кГц Амплитуда усилие Р£сг’ оборотов об/мин Задний а. град Угол при вершине 2<р, град Число
Значение 26,5 45—50 до 2 кг 350—450 35 100 2
Экспериментально полученные технологические пара-
метры процесса ультразвукового сверления явились ос-
новой при отработке технологии сверления на нативных
и консервированных различными способами костях жи-
вотных и человека. При этом благоприятно сказывается
на термоэффект в зоне реза уменьшение осевого усилия
на инструмент и несколько видоизмененная форма на-
резной части сверла (обратный конус). Эти коррективы
были приняты при окончательном выборе технологичес-
ких параметров. Технология ультразвукового сверления
во многом схожа с ультразвуковой резкой костных тка-
ней в части доступа к месту сверления. Отличие лишь в
гораздо меньшей зоне разреза мягкой ткани, достаточной
в некоторых случаях (при взятии биопсии) только для
прохождения сверла. Кратковременным включением
ультразвука производится «накернивание» места будуще-
го отверстия для предотвращения ухода сверла и затем
производится окончательное сверление. При необходи-
мости выполнения наклонных отверстий процесс начи-
нают как и при ортогональном сверлении, а затем по ме-
>2* 179
ре прохождения сверла в соответствии с необходимым на-
правлением. Вывод сверла из отверстия во избежание
заклинивания производить при включенном двигателе.
Осевое усилие выбирается в пределах 0,5—1,5 кг.
Разработанный способ ультразвукового сверления
применяется в травматологии и ортопедии для создания
отверстий под механический крепеж при фиксации от-
ломков костей, создания отверстий малого диаметра для
закрепления сухожилий в хирургии кисти и стопы. При
применении видоизмененных инструментов (в виде ко-
нусной развертки или шарошки) способ может быть ис-
пользован для закрепления эндопротезов для обработки
суставных концов костей, для обработки патологических
очагов в костях и др. Имеется перспектика применения
способа для создания некоторых видов соединений уль-
тразвуковой сваркой, а также доступа к патологически
измененным тканям в нейрохирургии и взятия внутрико-
стной биопсии. Простота настройки и обслуживания
установки для ультразвукового сверления наряду с пре-
имуществами ее по сравнению с обычными способами
образования отверстий в костных тканях дозволяют ре-
комендовать этот способ для широкого клинического
внедрения.
Глава 12
УЛЬТРАЗВУКОВАЯ ТРЕПАНАЦИЯ КОСТНОЙ ТКАНИ
Способ ультразвуковой трепанации разрабатывался
применительно к нейрохирургическим операциям и пред-
назначался для малотравматичного производства отвер-
стий в черепе человека. Схема установки для процесса
ультразвуковой трепанации представлена на рис. 79. Она
состоит из ультразвукового генератора, преобразователя
колебаний, трансформатора колебаний, волновода-трепа-
на и привода вращения.
Инструмент-волновод выполнен из титанового сплава
круглой и полой формы диаметром 8—20 мм. Колеблю-
щийся рабочий конец инструмента-трепана с ультразву-
ковой частотой и -вращающийся со скоростью 150—
350 об/мин выполняет отверстия в костной ткани.
При рассмотрении сил, возникающих при этом про-
цессе, видно (рис. 80), что главное движение резания
Pz совпадает с направлением подачи инструмента SnPOn-
180
’ 30 АО 50 60n(de„j
Рис. 79. Схема процесса ультразвуковой трепанации.
Рис. 80. Кинетика процесса ультразвуковой трепанации костей.
‘Одновременно происходит круговая подача инструмента
SKp. Отсюда процесс трепанации состоит из комбинации
двух процессов — резания и долбления. При процессе ре-
зания круговая подача SKP обеспечивает снятие стружки
и ее удаление, а при процессе долбления усилие проник-
новения инструмента в кость.
На процесс ультразвуковой трепанации особое влия-
ние могут оказать механические свойства кости человека,
имеющей диапазон твердости (НВ=20—50), зависящие
от вида кости, возраста, пола и патологических измене-
ний; в каждом конкретном случае преобладает один из
указанных процессов. Можно отметить также и роль ка-
витационных процессов, которые по всей вероятности
имеют место перед каждым зубом инструмента, воздейст-
вуя на механизм локального разрушения костной ткани
перед зубом; иными словами, в основе механизма про-
цесса ультразвуковой трепанации лежат два фактора:
высокочастотное контактное воздействие на данный эле-
.мент кости и воздействие местных кавитационных про-
цессов в биологической жидкости в процессе резки.
Исследование параметров процесса ультразвуковой
-трепанации проводилось инженером В. П. Денисовым на
специально спроектированной установке, с помощью ко-
торой определялось влияние амплитуды колебаний, угла
заточки, оптимального усилия на производительность и
температуру в зоне резания кости. Измерение амплитуды
182
колебаний зубьев трепана производилось при помощи
горизонтального микроскопа (МГ) с разрешающей спо-
собностью 2 мкм.
Усилия Pz и Ру фиксировались с помощью тензодат-
чиков, наклеенных на упругие элементы, с последующей
записью на шлейфовом осциллографе Н-700. Нормальное
усилие Pz изменялось путем перемещения груза через
систему рычагов. Использование подшипников качения и
смазки подвижных деталей в конструкции опорного сто-
ла, на котором крепились костные образцы, уменьшали
минимум прогрешности при измерении усилий резания
Pz и Ру. Исследование температурного эффекта при спо-
собе ультразвуковой трепанации костных тканей прово-
дилось с помощью термопар группы хромель-копельФ =
= 0,1 мм с записью изменения температуры и времени
на осциллографе Н-700. Вращение акустического узла
осуществлялось при помощи двигателя постоянного тока.
Производительность процесса ультразвуковой трепана-
ции W (мм3/об) определялась объемом костной ткани,
выбранной за один оборот трепана.
С учетом анализа сил трения, возникающих при уль-
тразвуковой трепанации, уменьшения теплового эффекта,
а также хорошего стружкоудаления инструменту-трепа-
ну в рабочей части придана обратная конусность, исклю-
чающая боковое трение о кость.
Изменение переднего угла у от —45° до +5° способ-
ствует лучшему внедрению зуба трепана в костную*
ткань. Это увеличивает толщину снимаемого слоя кости
и вызывает рост окружного усилия Ру и производитель-
ности процесса трепанации W в 2 раза при постоянном
значении усилия нормального давления Pz (рис. 81).
Дальнейшее увеличение угла у приводит к уменьше-
нию угла заострения р, а это может оказать влияние на
прочность зуба и эффективность процесса колебаний.
Падение амплитуды колебаний при увеличении нормаль-
ного усилия учитывалось специальным тарированием.
Оно заключалось в поддержании амплитуды в зависи-
мости от статического нагружения и подводимой элект-
рической мощности.
Увеличение амплитуды колебаний инструмента-трепа-
на способствует снятию большего слоя костной ткани и,
как следствие, росту производительности процесса. По-
вышение энергии, затрачиваемой на преодоление упруго-
пластической деформации слоя кости, способствует росту
1831
Рис. 82. Влияние амплитуды колебаний инструмента-трепана иа па-
раметры процесса трепанации.
температур (рис. 82). Анализ кривой развития темпера-
туры в процессе ультразвуковой трепанации позволяет
предположить, что повышение амплитуды колебаний бо-
лее 60 мкм вызывает дальнейший рост температуры, что
выходит за зону допускаемых физиологических темпера-
тур Оптимальными параметрами процесса ультразвуко-
вой трепанации являются: амплитуда колебаний 35—
55 мкм, нормальное усилие Pz—1—2 кг, передний угол1
зуба трепана у=5°, частота f=22—26,5 кГц.
Глава 13
СПОСОБ РАССЕЧЕНИЯ УЛЬТРАЗВУКОМ
МЯГКИХ БИОЛОГИЧЕСКИХ ТКАНЕЙ
' Различные мягкие ткани значительно отличаются
друг от друга по своим акустическим свойствам (табл. 8).
Таблица В
Характеристики акустических свойств мягких тканей при частоте
колебаний 10е Гц [56]
Параметры ткани Типы тканей
S 1 I 3 Я § .1 S § S
Скорость распростране- ния ультразвуковых ко- лебаний XI О5 см/с 1,57 1,61 1,45 1,59 1,57 3,30 1,5
Акустическое сопротив- ление, ХЮ5 г/см2-с Плотность, г/см3 1,68 2,15 1,36 1,67 1,71 16,2 1,5
1,07 1,25 0,93 1,05 1,09 1,94- 4-6,1 1
Коэффициент поглоще- ния ультразвуковых ко- лебаний (а), см-1 0,2 — 0,13 0,02 0,5 3,02 0,0003
Глубина проникновения Н-1/а, см 5 — 7,7 5,0 2 0,33 3330
Параметром, определяющим биологический эффект,
является интенсивность колебаний, измеряемая количест-
вом ватт на 1 см2.
К воздействию ультразвуковых колебаний наиболее
чувствительными являются патологически измененные
жлетки. Кавитация в мягких тканях, в противополож-
ность жидкости, под действием ультразвуковых колеба-
ний уменьшается из-за большой их вязкости.
Порог интенсивности воздействия ультразвуковых ко-
лебаний именуется слабым, если он меньше 1 Вт/см2 и
интенсивным, если он больше 5 Вт/см2.
Различают следующие типы тканей:
Эпителиальная. Эпителий выстилает поверхность те-
ла, серозные оболочки, внутреннюю поверхность полых
органов, а также образует большинство желез организ-
ма. Ткань характеризуется наличием клеток и межкле-
точного вещества, состоящего из волокон и основного ве-
щества. К соединительным тканям относятся: собствен-
но соединительная ткань, а также хрящевая и костные
ткани.
Мышечные ткани — гладкая и поперечно-полосатая.
Нервная ткань, состоящая из нейроглии и нервных
клеток, воспринимающих раздражение и возбуждение,
вырабатывающих и проводящих нервный импульс.
Прочность кожи зависит от направления коллагено-
вых волокон, от возраста и пола человека. Средние зна-
-чения пределов прочности кожных тканей 120—300 кгс/
/см2 при весьма больших удлинениях в процессе разры-
ва, достигающих 65—130%. Прочность сухожилий в
большой степени зависит от возраста человека и колеб-
лется в пределах от 200—600 кгс/см2. Коллагеновые во-
локна в мягких тканях имеют модуль упругости Е = 0,6—
1,0-104 кгс/см2, что значительно меньше, нежели у кол-
лагеновых волокон в костных тканях.
Прочностные характеристики мягких тканей, как пра-
вило, на один, а иногда на 2 порядка ниже прочностных
характеристик костных. Для разрезания мягких тканей
применяются при операциях скальпели и ножи. Для ос-
тановки кровотечения используется коагуляция крови
при помощи высокочастотного аппарата, обеспечивающе-
го модулирование колебаний при напряжениях 60—100 в
и токе 0,3—0,4 А и другие приемы (тампонада, лигиро-
вание и т. д.).
Эффект действия токов высокой частоты основан на
выделении джоулевого тепла, проникающего в тело на
незначительную глубину. Электрохирургический аппарат,
предназначенный для резки главным образом поверхност-
ных мягких тканей, имеет некоторые недостатки, в част-
ности налипание разрезаемой ткани на режущие грани
186
Рис. 83. Схема усилий при резании.
Р-усилие хирурга; RcK— радиус скальпеля; Vn — скорость движения
скальпеля; <рп _уГол наклона резания; а0 — угол скальпеля; N —нормальное
давление на грань; F — сила треиия на грани; Np — нормальное давление на
острой грани скальпеля; п — глубина погружения в ткань; Ь — ширина ре-
зания.
электродов, образование термонекроза ткани, малая ско-
рость процесса разделения.
Основой режущего инструмента (скальпель, нож) яв-
ляется его рабочая часть, имеющая в своем поперечном
сечении форму клина.
Скальпель имеет острое лезвие и малые углы заост-
рения cto, около 10°. Скальпель внедряется в разрезаемую
ткань на глубину п под действием силы давления Р.
Обозначим: Np—давление острой грани лезвия на
ткань с учетом реального затупления, N— сила нормаль-
ного давления грани скальпеля на ткань, [i—коэффи-
циент трения скальпеля о грань. Усилие хирурга:
P=7Vp-|-2/V ^sin cos-y-j. (84)
Распределение усилия между Np и N не может быть
определено, так как упругие свойства мягкой ткани, в ко-
торую погружается скальпель в каждом конкретном слу-
чае, не известны (рис. 83). При поступательном движе-
187’
нии скальпеля усилия Ру уменьшаются за счет верти-
кальной составляющей силы трения fy.
Сила трения может быть уменьшена полировкой
скальпеля [31], что и рекомендуется выполнять. Это спо-
собствует росту Np.
Под действием ультразвуковых колебаний сухое тре-
ние переходит в полусухое и даже жидкостное (гидроди-
намическое) .
Скорость резания под воздействием ультразвуковых
колебаний становится величиной переменной. Следова-
тельно, переменным становится и процесс выделения
тепла.
При возбуждении колебаний вдоль продольной оси
скальпеля скорость резания выражается соотношением:
Vz=Aco(cosco/4-<p), (85)
где co=2nf—круговая частота колебаний; f—частота ко-
лебаний (число колебаний в секунду); <р— начальная фа-
за; t—время; А—амплитуда колебаний инструмента;
Vzmax—максимальная скорость, =Асо.
Характерной величиной является параметр:
Kv = ^-; *vmax = (86)
где Vz—переменная величина скорости перемещения
скальпеля; Vn — постоянная составляющая скорости, не
зависящая от ультразвуковых колебаний.
Полная величина скорости резания:
Vp=Vn(l+Kv)cos<p. (87)
В процессе резания периодически меняется и глубина
погружения скальпеля в ткань hn (рис. 84).
Лп=ЛсТат4-М. (88)
где Ай зависйт от амплитуды ультразвуковых колебаний.
Примем в частном случае / = 22 000 Гц, Vn =
30 мм/с; <р=30°.
При этом
„ 45-2-22 0001 опс
Avmax — 30 17 —
Максимальная полная скорость резания:
Vp=30(14-206)-30°=:5300 мм/с.
188
Рис. 84. Эпюра процесса резания.
усилие нормального давления равно 0; б — минимальное нормальное дав-
ление; в — усилие, определяющее пересечение волокон ткани.
Максимальная скорость пересечений коллагеновых
волокон:
Колок==30(1+206).30°=3100 мм/с.
Таким образом, скорость резания при ультразвуке в
=180 раз превышает равномерность скорости дви-
жения скальпеля. Схема усилий, возникающих при резке
биологических тканей, изображена на рис. 83. Угол ре-
зания лежит в плоскости движения инструмента нор-
мальной к разрезаемой грани.
Физический процесс ультразвукового резания мышеч-
ных тканей существенно отличается от резания фасций
и хрящей и т. д. Скальпель углубляется в мягкую ткань
сдавливая слои коллагеновых волокон.
Процесс углубления скальпеля и сдавливания изоб-
ражен на рис. 84.
Если сдавливание не доходит до критической величи-
ны, то с удалением скальпеля ткань возвращается в ис-
ходное состояние. При сдавливании волокна изгибают-
ся и при некотором критическом значении имеет ме-
сто их разрыв. Силы трения, действующие по бокам
скальпеля, тормозят его передвижение. Их следует
уменьшать.
189
Д мяч-10'
Рис. 85. Глубина вдавлива-
ния скальпелем мышечной
ткани от величины усилия
нормального давления.
1 — без ультразвука; 2 — с уль-
тразвуком.
При Р>Ркрит- продолжается процесс разрезания при
сдавливании нижележащих зон.
При наложении ультразвуковых колебаний на скаль-
пель величина разрезающего усилия существенно умень-
шается, как это следует из рис. 85. Процесс резания жи-
ровых тканей отличается от описанного выше. При раз-
резании жировой ткани скальпелем без наложения уль-
тразвуковых колебаний наблюдаются ее разрывы. На-
против, при резке скальпелем с наложением ультразву-
ковых колебаний имеет место выдавливание жировых
консистенций из зоны реза. Эффект производительности
повышается при увеличении поступательной скорости
инструмента [22].
При резании мягких тканей происходит повышение
температуры в результате работы сил трения, частичного
поглощения акустических колебаний, выделения энергии
при вдавливании.
Одним из критериев процесса резки мягких тканей
является температура. Максимально допустимая темпе-
ратура во избежание некроза не должна превышать 55—
60 °C. Другим важным параметром при разрезании мяг-
ких тканей является амплитуда колебаний.
190
Рис. 86 Зависимость
производительности
ультразвукового реза-
ния мягких тканей.
1 — кожа; 2 — жир.
Q,hhs/c
200-------
60 О, мим
90 Ру, г
На рис. 86 представлена зависимость производитель-
ности резки кожных и жировых тканей без ультразвука
и с наложением ультразвуковых колебаний. Производи-
тельность характеризуется площадью разрезания в мм2/с.
На рис. 86 изображены кривые, иллюстрирующие
рост производительности резки жировых и кожных
тканей в функции амплитуды колебаний инструмента
волновода.
Частота ультразвуковых колебаний при резке мягких
тканей колеблется от 22 000 до 44 000 кол/с. С увеличе-
нием частоты в указанных пределах температура по-
вышается на 10—20 °C. При еще более высокой
частоте колебаний наблюдается значительная потеря
энергии.
Усилие резания мягких тканей зависит от величины
амплитуды ультразвуковых колебаний. Это ярко показа-
но на рис. 87. Увеличение амплитуды монотонно снижает
величины Pz и Ру.
Следует подчеркнуть, что условия резания мягких
тканей отличаются от костных, в которых Ру падает с
ростом амплитуды, a Pz, напротив, возрастает.
Усилие резания мышечной ткани определяется углом
наклона резания фн. При <рн, близком к 45°, усилие Р2
имеет наименьшую величину (рис. 87). Эти данные полу-
191
Рис 87 Зависимость изменения усилий резания от амплитуды коле-
баний ксжцент^атора и угла наклона режущей грани инструмента.
ткани от
и расстоя-
Рис. 88. Зависимость температуры при резке мышечной
амплитуды колебании, скорости перемещения инструмента
ния до линии реза.
чены при параметрах процесса, указанных на упомяну-
том рисунке.
Факт уменьшения Pz с увеличением <рн при разреза-
нии мягких тканей (см. рис. 87) объясняется, по-видимо-
ву, заклиниванием режущей части инструмента, с учетом
глубины резания и последующего рассогласования уль-
тразвуковой акустической системы, т. е. выхода ее из ре-
зонанса. Это влечет сокращение величины амплитуды.
Уменьшение <рн относительно 45° вызывает увеличение
площади резания. Увеличение Pz при <рн>45° объяснения
пока не нашло. Заметное влияние на Pz оказывает угол
заточки скальпеля ао. Увеличение его способствует росту
Pz в пределах 10—30° (см. рис. 83).
Величина температуры ткани, как было указано ра-
нее, зависит от амплитуды ультразвуковых колебаний, но
она является также и функцией скорости перемещения
Д92
полуавтомата V. На рис. 88 показаны зависимости тем-
пературы от амплитуды А при V=10 мм/с и V=30 мм/с.
С ростом перемещения полуавтомата степень нагрева
мягкой ткани понижается.
На рис. 88 показана величина максимальной темпера-
туры при резании любой ткани в функции расстояния
от места реза. Как следует из экспериментальных
данных, температура быстро падает и на расстоянии
3 мм от зоны реза температура понижается в несколь-
ко раз.
Мягкие ткани имеют различное количество жидкости,
разную вязкость, поэтому при резке температура имеет
разную величину. Вода и кровь более чувствительны к
воздействию ультразвуковых колебаний; жир, мышцы,
сухожилия в меньшей степени
13 Заказ № 768
193
Следует иметь в виду, что при увеличении амплитуды
колебаний и времени воздействия ультразвука озвучен-
ная кровь начинает терять свои качества. Наступает ге-
молиз. Это явление не должно допускаться хирургом.
Принимая за основной критерий допустимости разре-
зания биотканей ультразвуковым инструментом темпера-
туру нагрева 42—55°, мы можем рекомендовать приме-
нять амплитуды ультразвуковых колебаний меньшими
или равными 45 мкм и скорость перемещения инструмен-
та 15—55 мм/с. Угол наклона <рн=35°, усилие хирурга
Ру=30—90 г. Применение ультразвуковых колебаний
обеспечивает ускорение свертываемости крови в Р/г—
2 раза, повышение производительности реза в 8—12 раз,
снижение усилия реза в 3—9 раз по сравнению с обыч-
ными механическими способами резания.
Существенным параметром, обеспечивающим хоро-
шую работу концентратора, является его геометрическая
форма. В частности, его поперечные размеры не должны
превышать !/з длины волны. Очертание концентратора
может иметь форму конуса, экспоненты и т. д.
Наименьшие амплитуды колебаний концентраторов
имели место при параболических очертаниях. Очертания
конические и другие давали возможность достигать более
эффективных величин амплитуды колебаний.
Очень целесообразно применение многополуволновых
концентраторов, представляющих собой составные коле-
бательные системы. Система работает в условиях резо-
нанса при определенных сочетаниях длин и размеров по-
перечных сечений элемента.
Каждый более отдаленный участок концентратора
нагружает соседний и так далее до магнитостриктора.
В ходе расчета определяются резонансные длины In,
соответствующие полуволновым концентраторам при за-
данных значениях их масс, скорости распространения
звуковых волн, частоты колебаний и входной амплитуды.
В концентраторах этих систем, в особенности при по-
вышенной их жесткости, наряду с продольными колеба-
ниями могут возникать поперечные и крутильные.
Резка мягких тканей нередко сопряжена с проникно-
вением инструмента во внутренние органы, например при
трахеобронхоскопии. С учетом таких операций в МВТУ
им. Н. Э. Баумана был разработан режущий инструмент-
волновод, общий вид которого совместно с акустическим
узлом изображен на рис. 89.
194
Рис. 89. Трахеобронхоскоп для ультразвукового сечения мягких
тканей.
• ультразвуковой инструмент; 2 — трубка бронхоскопа; 3 — бронхоскоп; 4 —
акустический узел; угол ультразвукового инструмента:
Рис. 90. Четырехволновой концентратор для иссечения мягких тка-
ней эндоскопическим путем.
Для улучшения передачи ультразвуковых колебаний
концентраторам большой длины в МВТУ им. Н. Э. Бау-
мана был разработан четырехполуволновой концентра-
тор, изображенный на рис. 90, из сплава ВТ-5 со спе-
циальной задачей иссечения мягких тканей эндоскопиче-
ским путем, при использовании ультразвуковой установ-
ки УРСК-7Н.
Концентратор состоит из конических волноводов, у
каждого коэффициент усиления амплитуды колебаний
составляет Р/2—2. Общий коэффициент усиления ампли-
туды равен 6,75.
На рис. 91 показана зависимость амплитуды колеба-
ний входных и выходных амплитуд колебаний инструмен-
тов от количества полуволн.
Из рис. 91 следует, что чем больше число полуволн
концентратора, тем выше его выходная амплитуда.
Подводя итоги, следует констатировать следующие
положения. Необходимая величина амплитуды ультра-
звукового скальпеля при разрезании мягких тканей 40—
45 мкм. Она может быть получена на волноводах экспо-
13’ 195
Н, MUM
Рис. 91. Зависимость ам-
плитуды колебаний от
общей длины инструмен-
та (числа полуволн).
ненциальный формы, переходящей в стрежни постоянно-
го сечения, имеющей длину до 200 мм при коэффициенте
амплитуды до 20, а мощности преобразователя 150 Вт.
Полуволновой составной концентратор увеличивает
амплитуду продольных колебаний во много раз по срав-
нению с экспоненциальной и обеспечивает амплитуду ко-
лебаний равную 45 мкм при общей длине волновода ин-
струмента 400 мм. Он допускает возможность получения
амплитуды колебаний до 44 мкм при длине, не превы-
шающей 400 мм на установке УРСК-7Н.
В составном концентраторе при диаметре стержня
rf=3 мм параллельно с образованием продольных коле-
баний появляются изгибные, препятствующие нормаль-
ной работе инструмента.
В эндоскопической резке разработаны многополувол-
новые концентраторы, в частности, имеющие 4-конические
полуволновые волноводы с общей длиной 550 мм при
максимальном диаметре 6 мм, обеспечивающих выход-
ную амплитуду колебаний до 50 мкм.
Теоретический анализ и практическая работа показы-
вают, что амплитуды поперечных колебаний возрастают
с увеличением гибкости волновода. Развитие поперечных
колебаний в большинстве случаев представляет собой
вредное явление. Однако возможен случай, когда нали-
чие поперечных колебаний является полезным, если это
196
связано со специальными функциями обрабатываемых
тканей. Например, офтальмохирурги отмечают, что на
режущий инструмент, помимо продольных колебаний, же-
лательно накладывать и поперечные колебания, равные
ло амплитуде 0,250 от указанных выше продольных ко-
лебаний. Образование поперечных колебаний нередко
имеет место при достижении продольными колебаниями
критических величин.
Резонанс изгибных колебаний вызывает рост амплитуд
.поперечных сечений и сопровождается значительным по-
вышением температуры, представляя собой вредное явле-
ние. Расчетным путем определяется критическая длина
рабочей части инструмента, при которой возможно нас-
тупление разрушения его.
Образование динамической неустойчивости имеет мес-
то при периодическом нагружении продольными силами
и определенных условиях.
Под действием продольной силы резонанс возникает
в зависимости от соотношения между частотой пульси-
рования и частотами собственных поперечных колебаний
1, 2, 3 и т. д. тонов.
Если частота со возбуждающей силы вдвое больше
частоты собственных колебаний одного из тонов, т. е.
когда Р/210=1, наступает резонанс, называемый пара-
метрическим. При этом конец концентратора в процессе
колебания описывает восьмерку, известную под наимено-
ванием фигуры лисажу.
При неравных значениях частот П и со концентратор
описывает более сложные движения.
Если П = со и колебания сдвинуты по фазе на —, то
максимум продольных колебаний совпадает с нулевой
амплитудой поперечной и наоборот. При этом конец кон-
центратора описывает полуэллипс, перемещаясь вперед
и назад по одной и той же траектории.
При параметрическом резонансе, соответствующем
отношению частот собственных продольных колебаний к
собственным поперечным как 2:1, наблюдается уменьше-
ние величины амплитуды продольных колебаний за счет
резкого увеличения амплитуды поперечных.
Колебания могут-возбуждаться при П/со=1, а также
2,3 ит. д., т. е. при частоте возбуждающей силы боль-
шей двойной частоты основного тона поперечных колеба-
ний.
197
Динамическая неустойчивость характеризуется
сплошной областью возбуждения колебаний. Достаточно
относительного изменения геометрических размеров кон-
центраторов для возбуждения параметрического резонан-
са, резкого увеличения амплитуды колебания, а следова-
тельно, несущей способности концентратора.
Поэтому при проектировании концентраторов значи-
тельной длины и большой гибкости, а также изогнутости
концентраторов их расчет прочности следует производить
с учетом явлений изгиба и устранения параметрического
резонанса.
Хорошим методом сохранения высокой несущей спо-
собности при значительной длине концентраторов явля-
ется их проектирование многополуволновыми, как это
изображено на рис. 90.
Было указано, что при этом достигается значительная
величина выходной амплитуды при небольшом диаметре
стержней.
Создание рациональной формы концентратора явля-
ется важной задачей, обеспечивающей хорошую работу
при разрезании хрящевых и мягких тканей.
Глава 14
ТЕХНОЛОГИЯ УЛЬТРАЗВУКОВОЙ РЕЗКИ
КОМБИНИРОВАННЫХ БИОМАТЕРИАЛОВ
Типичным примером комбинированного биоматериала
является грудина — часть грудной клетки.
В состав грудины входят: кортикальный твердый
слой, губчатая костная масса и хрящевая ткань. Она сое-
диняет рукоятку грудины с ее телом, а также тело с ме-
чевидным отростком, имеются хрящевые прослойки меж-
ду отдельными частями грудины (рис. 92).
Кортикальный слой включает коллагеновые волокна
и неорганические соли — кальциевые Са3(РО4)2. СаСО3,
магниевые.
Губчатая масса состоит из пластин, они пересекаются
между собой в пространстве и образуют полости. Губча-
тая масса включает около 50% органического вещества,
40% минерального, остальное вода.
Хрящ грудины содержит коллагеновые волокна и ос-
новное вещество. Около 80% сухого хряща состоит из
198
Рис. 92. Строение грудины (среднее сечение).
1 — кортикальный слой; 2 — хрящевой слой;
3 —трубчатый слой,.
органических веществ. Механические свойства грудины,
как и других отделов скелета, меняются с возрастом.
В работе [77] приводятся данные о прочности губчатой
массы грудины на сжатие и изгиб. Разрушающие напря-
жения при сжатии равны 20—40 кгс/см2, при изгибе еще
меньше.
По данным исследований [8], наибольшее сопротивле-
ние ударным нагрузкам оказывает верхняя треть груди-
ны, а наименьшее нижняя треть. На основе исследований
[86] с возрастом наблюдается ухудшение упругих свойств
хрящевой ткани. Исследования [49] показали, что хря-
щевые прослойки с возрастом обращаются в губчатое
вещество, которое составляет до 50% объема всей гру-
дины.
В лаборатории сварки МВТУ им. Н. Э. Баумана ме-
ханические свойства грудины изучались на образцах, вы-
резанных из кортикального слоя, губчатой массы, ребер-
ных хрящей, аналогичных хрящам грудины по своему
Таблица 9
Физико-механические свойства кортикального слоя грудной клетки
при различных нагрузках
Нагружение Относительн. деформация С, % Напряжение о, кгс/см® Модуль упругости Е, кгс/см®
4 0,0005 44,4 0,89-10*
12 0,0016 133,2 0,83-10*
20 0,0027 222,2 0,80-105
199
Рис. 93. Влияние возраста на прочностные свойства слоев грудины
и ее упругие свойства.
1 — компактный слой; 2 — хрящевая ткань.
составу. В табл. 9 приведены данные испытаний образ-
цов из кортикального слоя грудной клетки ребенка в воз-
расте 11 лет. Ширина образца 6 мм, толщина 1,5 мм.
На рис. 93 в зависимости от возраста показано изме-
нение величины разрушающего напряжения образцов из
кортикального слоя (кривая 1) и хрящевого слоя (кри-
вая 2), а также показаны изменения упругих свойств в
зависимости от возраста — модуля упругости кортикаль-
ного и хрящевого слоя.
Обращает внимание, что наибольшая прочность кор-
тикального слоя имеет место у людей в возрасте 30—
40 лет. В дальнейшем, по-видимому, в результате избыт-
ка солей кальция и неоднородности состава прочность
понижается. Разрушающее напряжение хрящевого слоя,
напротив, с возрастом монотонно растет. С возрастом
растут и модули упругости, кортикального слоя в боль-
шей степени, хрящевого — в меньшей.
Прочностные свойства кортикального слоя грудины
определяются цифрой 120—230 кгс/см2. Они оказывают-
200
ся значительно ниже, нежели у трубчатых костей, проч-
ность которых достигает 900 кгс/см2 и выше. Это связа-
но с приобретением у трубчатых костей особых биомеха-
нических свойств, определяемых восприятием значитель-
ных статических и биодинамических нагружений в про-
цессе жизни.
Сопротивление деформированию Е кортикального
слоя в 10 раз превышает сопротивление деформированию
хрящевого.
Губчатая масса является наполнителем и восприни-
мает рабочие усилия в значительно меньшей степени.
С возрастом изменяется и структура кости (табл. 10).
Таблица 10
Изменение структуры грудины в зависимости от возраста
Возраст, Структура. %
кортикальный губчатая масса хрящевая ткань
5—10 18—22 50—56 25—28
20—30 20-23 64—72 7—12
40—50 23—26 69—72 2—4
50—60 22—27 72—76 1-2
Площадь занимаемого каждым слоем определяется
в процентах от общей, площади сечения грудины.
Обращает внимание постепенное исчезновение с воз-
растом хрящевой ткани и ее замена в большой мере губ-
чатым слоем.
Исследования, проведенные в МВТУ им. Н. Э. Баума-
на, показали, что наибольшей ударной вязкостью при ис-
пытаниях на удар обладают образцы хрящевой ткани
0,16—0,1 кгс/см2. Образцы кортикального слоя грудины
имеют ударную вязкость 0,9 кг-см/см2, а губчатая масса
0,02—0,003 кг-см/см2.
В настоящее время при рассечении грудины применя-
ются проволочные пилы Джигли, ножи-долота, стерното-
мы и др. Последние представляют собой ножницы, имею-
щие подвижной нож и опорную пластину корпуса с
щелью для пропускания ножа при окончании хода.,При-
меняются также электрофрезы, обеспечивающие доста-
точно хорошую производительность процесса.
201
Общим недостатком указанных методов разрезания
[19, 36] является: значительный нагрев при применении
механических и электрофрез, недостаточно хорошая ма-
невренность, смятие (сдавление) тканей грудины и т. д.
Применение ультразвука значительно повышает про-
изводительность разрезания и обладает рядом преиму-
ществ по сравнению с применяемыми методами: возмож-
ность получения реза грудины по любому контуру, полу-
чение чистых кромок, уменьшение кровотечения, а в ряде
случаев временное понижение болевых ощущений в пер-
вые дни после операции.
Оборудование для ультразвуковой резки костных тка-
ней, инструменты были описаны в главе 17-й.
Механизм разрезания хрящевого слоя грудины суще-
ственно отличается от разрезания плотного кортикально-
го слоя. Это отличие определяется большой разницей
упругих свойств указанных материалов с учетом того,
что модуль упругости хряща составляет 715 модуля упру-
гости кортикального слоя.
При ультразвуковом разделении плотного слоя, как
было указано в главе 6-й, его рассечение происходит за
счет эффекта скалывающих напряжений кости от сил
Pz, направленных вдоль оси разрезания.
При ультразвуковой резке хряща процесс скалывания
выражен незначительно, так как амплитуда ультразвуко-
вых колебаний существенно меньше упругопластических
деформаций, соответствующих разрушению. Разрушению
предшествует многократное циклическое деформирова-
ние хряща, а это резко снижает производительность про-
цесса. Это требует также увеличения прикладываемых
усилий и в то же время ухудшает качество разрезаемой
поверхности.
Наиболее рационально ультразвуковое пересечение
хрящевых волокон острой гранью инструмента. Таким
инструментом мог бы быть скальпель. Тем не менее
скальпель, выполняющий разрезание мягких тканей, не
вполне удовлетворяет требованиям резки хрящевых тка-
ней. Требуется приложение повышенного усилия к инст-
рументу, а это вызывает утомление хирурга, с одной
стороны, и уменьшение амплитуды колебаний, с другой.
Понижение амплитуды колебаний снижает производи-
тельность. На основе указанных соображений МВТУ
им. Н. Э. Баумана был предложен инструмент, у которо-
го режущая часть имеет треугольное очертание с волно-
202
д-д
Рис. 95. Влияние радиуса выступа R и шага волнообразной насечки
на усилия резания Pz и Ру.
•образными выступами (рис. 94), которые при уменьше-
нии общей площади контакта концентрируют усилия на
режущей грани. Эксперименты по резке хряща в МВТУ
им. Н. Э. Баумана проводились на специальной лабора-
торной установке, на плоских образцах 5X15X40 мм,
вырезанных из хряща трупа, при одновременном опреде-
лении величин усилий резания и термографировании.
203
На рис. 95 показана зависимость величин горизон-
тально составляющих режущего усилия Pz и вертикально
составляющих Ру, в зависимости от радиуса выступа R.
Как и следовало ожидать, давление Ру растет с увеличе-
нием радиуса, напротив, срезывающие составляющие Pz
уменьшаются.
Следует отметить, что возрастание усилий Ру на ин-
струмент после некоторого предела (0,2 кг) вызывает
уменьшение амплитуды колебаний А (рис. 96), что нера-
ционально.
Нерационально также применение на инструменте вы-
ступов с радиусом закругления меньше I мм, так как при
этом Pz постепенно растет и вызывает не резание, а рас-
сечение хрящевой ткани подобно пиле. Это понижает
производительность процесса.
Производительность разрезания хрящевой ткани уль-
тразвуковым инструментом оказывается наиболее высо-
кой при приложении усилия Ру=0,09 кг, при радиусе,,
равным 1,5—2 мм, шаге 4—5 мм.
С увеличением шага насечки инструмента на 1 мм
горизонтальные усилия Pz растут, а вертикальные Ру
снижаются [97]. Зависимость в этом случае обратная той,,
которая имела место при определении влияния на вели-
чины Pz и Ру радиусов насечки.
Производительность резки указанной ткани ультра-
звуковыми волнообразными инструментами больше в 2
раза производительности резки пилой, а также скальпе-
лем. Описанная технология разрезания ультразвуком ос-
тается неизменной вне зависимости от возраста человека.
На рис. 97 приведена сравнительная производитель-
ность рассечения хрящевой ткани в 1 см2/с в зависимо-
сти от применения типа инструмента.
Грудина состоит не только из хрящевой ткани, но и
костной, из кортикальных слоев и губчатой массы. По-
этому целесообразно применение для разрезания указан-
ных частей грудины инструментов двух видов.
Еще более целесообразным является объединение в.
одном инструменте двух типов режущих кромок. Конст-
рукция универсального инструмента для резки грудины
снабжена зубцами в верхней кромке. Она предназначена
для разрезания твердого кортикального слоя, нижняя
волнообразная — для рассечения хрящевой ткани.
На рис. 98 показаны величины температуры рабочей-
части инструмента в процессе резки. По оси абсцисс
204
Рис. ЭбДВлияние усилия ре-
зания Pz на амплитуду ко-
лебаний инструмента.
периментально установлено, что наибольшая температу-
ра имеет место у основания рабочей части инструмента.
Амплитуда, напротив, растет с увеличением расстояния
от основания и достигает максимума на расстоянии боль-
ше 0,5L.
На рис. 98 приведены характеристики процессов спус-
тя 1,5 мин после возбуждения в инструменте ультразву-
205
Т?С fl МКМ
10 20 30 40 50
Время, с
Рис. 98. Распределение температуры и амплитуды колебаний по дли-
не рабочей части инструмента волновода.
ковых колебаний. Измерения температуры производились
оптическим методом.
В наибольшей степени температура развивается в
кортикальном слое, что объясняется, по-видимому, ма-
лым коэффициентом теплопроводности; в наименьшей
степени — в губчатой массе, очевидно, вследствие тепло-
отдачи в прилегающую область. Кривые на рис. 98 ил-
люстрируют температуру при резке грудины спустя 15 с
на расстоянии, равному 1 мм от линии реза. Регистра-
ция температуры производилась хромель-копелевыми
термопарами с записью показаний на осциллографе.
Было показано, что распределение температуры при
резке целой грудины отличается от температуры при раз-
резании образцов из разных ее отделов. Температура по-
вышалась в хрящевой части и понижалась в кортикаль-
ном и губчатом слоях по сравнению с температурой, наб-
людаемой в вырезанных образцах.
206
Экспериментами было показано, что зона некроза при
резке в условиях правильно подобранных режимов не
превышает 0,25 мм. Было показано, что выделенное при
ультразвуковой резке тепло вызывает акустические тече-
ния, набухание коллагеновых волокон. Все это способст-
вует кровоостанавливающему эффекту. В этом отноше-
нии разрезание грудины с помощью ультразвука отлича-
ется в положительную сторону от применения других
инструментов.
Для рассечения грудины в МВТУ им. Н. Э. Баумана
была разработана полуавтоматическая установка
ПУРГ-2, состоящая из акустического узла, режущего ин-
струмента, микроэлектромотора с редуктором, штанги
с защитной подкладкой. Последняя подводится хирургом
под нижнюю поверхность грудины после разрезания
мягких тканей и надкостницы и создания туннеля в за-
грудинном пространстве. Для обеспечения времени
внедрения зубцов в биоткань предусмотрена задержка
включения электродвигателя относительно включения
ультразвукового генератора.
При рассечении хряща и костной части производится
поворот инструмента на 180° с поворотом в кольце. Мощ-
ность привода 2 Вт, ток постоянный, кулачок преобра-
зует энергию двигателя в возвратно-поступательное дви-
жение инструмента.
Хирург перемещает полуавтомат снизу вверх до пол-
ного разделения грудины. Замедление возвратно-посту-
пательного движения инструмента достигается измене-
нием силы тока. Осуществляется регулирование нормаль-
ного давления хирурга на полуавтомат. Применение уси-
лия сверх допустимой величины вызывает увеличение
тока в цепи, на что указывает загорание сигнальной лам-
почки.
Техническая хар актер истика ПУРГ-2 следующая:
скорость перемещения акустического узла, см/с —3—5
частота ультразвуковых колебаний, Гц —26 000
напряжение электродвигателя, В —27
масса, г —960
В последующем ставилась задач создания установок
для разрезания ультразвуком грудины, обеспечивающей
стабилизацию технологического процесса, возможность
при помощи применения обратных связей регулировать
207
разрезание тканей при изменении их свойств, улучшать
гемостатический эффект.
Было установлено, что для создания рабочей части
ультразвуковых стернотомов наиболее целесообразно ис-
пользовать титановые сплавы [15], обладающие высоки-
ми механическими свойствами, сопротивлением коррозии
и малой относительной плотностью.
В МВТУ им. Н. Э. Баумана проводились испытания
образцов при частоте 27 000 Гц из титановых низкопроч-
ных сплавов ВТ-4 с пределом прочности 65 кгс/мм2,
среднепрочных сплавов ВТ-5 с пределом прочности
85 кгс/мм2, высокопрочных ВТ-14 с пределом прочности
130 кгс/мм2. Испытания образцов с надрезами проводи-
лись в условиях резонансного режима. Установлено, что
прочность определяется в значительной мере чувстви-
тельностью к наличию надрезов —концентраторов напря-
жений.
Было показано, что наиболее высокой прочностью
при указанных режимах обладают надрезанные образцы
титана ВТ-5, а наименьшей ВТ-14, несмотря на их высо-
кие разрушающие напряжения при испытании при стати-
ческих нагрузках.
Очень большое значение для прочности при перемен-
ных нагрузках имеют отсутствие каких-либо дефектов в
сплаве, его однородность, правильная термическая обра-
ботка и соблюдение технологических режимов при наре-
зании зубцов инструмента.
В МВТУ им. Н. Э. Баумана совместно с Московским
инженерно-строительным институтом им. В. В. Куйбыше-
ва был проведен уникальный эксперимент по определе-
нию напряженного состояния рабочей части инструмента
в процессе наложения ультразвуковых колебаний. Иссле-
дование проводилось на пластмассовой модели в поляри-
зованном свете при измерении световых потоков, про-
шедших через поляроид и некоторые участки образца.
Эксперименты проводились на образцах длиной, равной
полуволне и двум полуволнам. Источником света явля-
лась однократная вспышка. Оптической частью установ-
ки является конденсатор, поляроид, светофильтр, объек-
тив, анализатор. Электротехническая часть состоит из
блока управления, лампы вспышки и самой лампы. Схе-
ма управления содержит блок запуска (БЗ), генератор
импульса Г5-15, блок зажигания лампы (БЗЛ), блок
питания лампы (БИЛ).
' 208
Рис. 99. Распределение динамических напряжений в инструменте при
резонансном режиме работы акустической системы.
На рис. 99 показано распределение напряжений в ин-
струменте при резонансном режиме. Установлено, что
при длине насадки 1н больше 10% длины волны X в ма-
териале концентратора пучность, т. е. наибольшие значе-
ния динамических напряжений, находится у основания
насадки — рабочей части инструмента. Это является, по-
видимому, одной из причин снижения долговечности ин-
струмента.
В клинической практике применяют инструменты при
длине на 10% больше требуемой теоретически, так как
сокращение рабочей части является нетехнологичным
при значительной величине разрезаемой кости.
При работе акустической системы в режиме незначи-
тельного рассогласования — при расхождении между
частотой колебаний системы и собственной, происходит
смещение зоны максимальной амплитуды от опасного
сечения инструмента.
Это улучшает его состояние и повышает долговеч-
ность. Ультразвуковые процессы резания биологических
тканей нашли широкое применение в клиниках нашей
страны и за рубежом, а частности в ГДР.
Различные типы тканей обрабатываются разными
способами — механическими пилами, скальпелями и др.
с неодинаковой степенью эффективности. Но во всех слу-
чаях при разъединении тканей использование ультразву-
ковых установок показало себя с положительной сторо-
ны.
Нашли в клинике развитие, помимо разделительной
ультразвуковой резки, и другие способы обработки, свя-
занные с нарушением целостности тканей, такие как
ультразвуковое сверление, трепанация.
Во всех названных операциях ультразвук позволяет
значительно облегчить труд хирурга и ускорить произ-
14 Заказ № 768
209
водство операций. Подробно об указанных способах обра-
ботки изложено в главах 8—II. Можно утверждать, что
ультразвуковые разделительные, в широком понятии
этого термина, процессы найдут немало новых областей
применения.
Глава 15
СПОСОБ УЛЬТРАЗВУКОВОЙ ЭНДАРТЕРЭКТОМИИ
Проблема совершенствования хирургического лечения
атеросклероза является одной из главных, над решением
которой занимаются специалисты сосудистой хирургии
всего мира.
Под атеросклерозом (от греч. Ather — кашицеобраз-
ная масса и лат. Scleros — утолщение) понимается хро-
ническое поражение артерий, характеризующееся нару-
шением их проходимости в результате накопления во
внутреннем слое артерий органических веществ — липи-
дов.
Известно, что атеросклерозу подвержены венечные
артерии сердца, артерии основания мозга, почечные арте-
рии, аорта с подвздошными артериями; бедренные
артерии и т. д. [12, 66, 89].
Атеросклероз поражает систему избирательно с оп-
ределенными очагами локализации, что позволяет ис-
пользовать хирургические методы лечения.
Вместе с тем неудовлетворенность результатами ре-
конструктивных операций побуждает специалистов к
поиску более совершенных способов хирургического ле-
чения атеросклероза. В отношении полуоткрытого метода
эндартерэктомий наметились тенденции на привлечение
различных технических средств, призванных решать за-
дачу по исключению послеоперационных осложнений»
путем облегчения удаления атеросклеротических очагов
и обеспечения минимально возможной травматизации
стенок оперируемого сосуда.
В зарубежной и отечественной литературе имеются
сообщения с предложением устройств для выделения ате-
росклеротических отложений с помощью газов или жид-
костей [28, 108]. Разработаны электромеханические си-
стемы для проведения эндартерэктомии инструментом»
совершающим колебательные движения [71, 106].
210
Рис. 100. Схема процесса ультразвуковой эндартерэктомии.
1 — атеросклеротический очаг; 2 — артерия; 3 — гибкий концентратор; 4 —
ультразвуковой генератор; 5 — акустический узел; 6 — коллатерали; 7 — ра-
бочая часть концентратора.
В 1974 г. австрийские ученые Redtenbucher, Каго-
buch, Walde сообщили о принципиальной возможности
применения ультразвука для облегчения удаления атеро-
склеротических очагов [111].
В СССР, по предложению Б. В. Петровского, первые
удачные эксперименты были проведены в 1974—1975 гг.
во ВНИИКиЭХ проф. В. И. Петровым, О. С. Белорусо-
вым совместно с сотрудниками МВТУ им. Н. Э. Баумана
проф. В. И. Лощиловым и канд. техн, наук Г. В. Савра-
совым. Применение ультразвукового инструмента с рабо-
чей частью в виде лопатки, работающей от установки
УРСК-7Н, позволило из пораженных атеросклерозом
артерий in vitro без особых усилий выделить атероскле-
ротические очаги на длине до 80 мм.
Под ультразвуковым методом эндартерэктомии под-
разумевается операция восстановления проходимости
магистральных артерий путем удаления пораженного
слоя хирургическим инструментом, колеблющимся с уль-
тразвуковой частотой.
На рис. 100 представлена схема процесса ультразву-
кового иссечения при полуоткрытой эндартерэктомии.
Через продольный надрез в пораженной артерии дис-
тально от конца сужения просвета по границе между по-
раженным слоем и здоровым слоем сосуда вводится ра-
бочая часть инструмента в виде кольца, совершающая
продольные колебания с ультразвуковой частотой. Ко-
14* 211
Рис. 101. Внешний вид генератора УРСК-6СМ для ультразвуковой
хирургии сосудов с акустическим узлом и набором концеитраторов-
инструментов.
Рис. 102. Конструкция ультразвукового варианта лопатки Б. В. Пет-
ровского.
леблющийся ультразвуковой хирургический инструмент
без особых усилий проводится до проксимального участ-
ка сужения артерий и затем через второй надрез в прок-
симальной части артерии измененный слой удаляется.
212
Профиль шьца
Рис. 103. Конструкция 4-звенного концеитратора-инструмеита.
Ультразвуковой метод эндартерэктомии позволяет
производить операции на большом протяжении (до
500 мм) пораженного участка артерии через небольшие
надрезы.
В МВТУ им. Н. Э. Баумана был разработан спе-
циальный набор ультразвуковых хирургических инстру-
ментов для внутрисосудистых операций, содержащий
ультразвуковой вариант лопатки Б. В. Петровского и
гибкие концентраторы-инструменты с рабочей частью в
виде колец, ложек, бужей (рис. 101).
Создание инструмента для полуоткрытой эндартер-
эктомии потребовало учета дополнительных требований,
(схема № 1).
Концентратор-инструмент типа лопатки Б. В. Петров-
ского состоит из двух звеньев (рис. 102), являющихся-
самостоятельными концентраторами различного типа по-
луволновой длины. Первое звено длиной h предназначе-
но для присоединения концентратора-инструмента к аку-
стическому узлу и усиления амплитуды. Второе звено
длиной 1г также предназначено для усиления амплитуды
колебаний, одновременно является рабочим участком
концентратора-инструмента, по конструкции схожим с
аналогичным вариантом лопатки Б. В. Петровского.
Создание инструментов для ультразвуковой оператив-
ной эндартерэктомии по полуоткрытому методу связано
с решением целого ряда задач.
213г
Схема № 1. Требования, предъявляемые к инструменту
для полуоткрытой ультразвуковой эндартерэктомии
Основная трудность заключалась в обеспечении на
расстоянии до 500 мм ультразвуковых колебаний с ам-
плитудой не менее 30 мкм, при этом габаритные размеры
инструмента на рабочей части должны соответствовать
диаметру иссекаемого патологически измененного внут-
реннего слоя сосуда. Необходимо исключить появления
параметрического резонанса изгибных колебаний инстру-
мента, т. е. потери динамической устойчивости. Кроме
того, при большой протяженности оперируемого участка
сосуда целесообразным является проведение операций за
один проход инструмента, что обеспечивается определен-
ной формой его рабочей части.
Изображенный на рис. 103 концентратор-инструмент
представляет собой четырехзвенную стержневую систе-
му продольных колебаний, при этом каждое из звеньев
является концентратором полуволновой длины. Послед-
нее выходное звено заканчивается рабочей частью в фор-
ме наклонного вперед кольца. Наклон кольца облегчает
проведение операций как в начальный момент, так и при
прохождении участков искривления русла оперируемого
сосуда. Профиль кольца диаметром 4—9 мм имеет кап-
левидную форму с притупленной рабочей частью. Капле-
214
видный профиль рабочей части уменьшает площадь кон-
тактирования кольца с поверхностью слоев оперируемо-
го сосуда и обеспечивает необходимую прочность рабо-
чего конца инструмента.
Для ультразвуковой оперативной эндартерэктомии в
качестве источника ультразвуковых колебаний была вы-
брана новая модель генератора установки УРСК-7НМ,
в электрической схеме которой предусмотрены дополни-
тельные цепи, обеспечивающие автоматический поиск и
настройку резонансной частоты (см. рис. 105).
Техническая характеристика генератора
установки УРСК-7НМ:
мощность ультразвукового генератора, Вт —250
мощность, потребляемая из сети, Вт —450
питание от сети переменного тока
частотой, Гц —50
напряжением, В —220
частота колебаний, кгц —26,5±7,5%
поиск резонансной частоты инструмента —
автоматический
Ультразвуковой генератор УРСК-7НМ в сочетании с
модернизированной конструкцией акустического узла
предусматривает использование любого инструмента из
набора.
Исследование процесса иссечения атеросклеротиче-
ских слоев артерий проводилось Г. В. Саврасовым по
специальной методике на брюшных аортах, изъятых из
трупов людей с летальным исходом по поводу сердечно-
сосудистых заболеваний (рис. 104).
Образцы для испытаний имели прямоугольную фор-
му, взятую из брюшных. аорт. Исследовались 19 брюш-
ных аорт людей, умерших в возрасте 43—80 лет. Мето-
дика исследования включала в себя определение влияния
ультразвука на усилие расслоения при различных ста-
диях атеросклероза (рис. 105). Показано, что наложение
на инструмент ультразвуковых колебаний в 2*/г—3*/2 ра-
за снижает усилие, необходимое для иссечения, при этом
это усилие незначительно изменяется в зависимости от
стадии атеросклероза, что обеспечивает атравматичное
послойное разделение стенки артерии (рис. 106).
При исследовании технологических параметров про-
цесса иссечения атеросклеротически измененных слоев
исходили из условия исключения отрицательного воздей-
215
Рис. 104. Принципиальная схема
установки для исследования про-
цесса ультразвукового иссечения.
1 — двигатель; 2 — редуктор; 3 — тра-
верса захваты; 5 — образец; 6 — акусти-
ческий узел.
Рис. 105. Зависимость
усилия расслаивания
инструментом стеики
брюшной аорты в за-
висимости от стадии
атеросклероза.
I—III—стадии атеро-
склероза; 1 — без ультра-
звука; 2 — с ультразву-
ком.
без ульгразВука
ствия ультразвука на стенку оперируемого сосуда. Ос-
новными технологическими параметрами были выбраны
амплитуда колебаний А, частота ультразвуковых коле-
баний инструмента f и профиль рабочей части инстру-
мента.
В процессе выполнения иссечения атеросклеротиче-
скдго слоя рабочая часть инструмента находится в пере-
мещающемся контакте со стенкой сосуда.
Исследовалась возможность применения различных
жидкостей, подаваемых в зону ультразвукового иссече-
ния с помощью различных материалов.
Использование жидкостей основывалось на ряде по-
ложений: а) подача жидкости в зону иссечения должна
обеспечивать снижение теплового воздействия ультра-
217
Рис. 107. Зависимость температуры от амплитуды ультразвукового
воздействия на стенку брюшной аорты.
1 — без охлаждения; 2 — охлаждение изотоническим раствором; 3 — охлажде-
ние новокаином; Токрср_ =21'С; f=26,5 кгц; t03 =15 с; Qpacx = 1,5-10-’ л/с.
звука на стенки сосуда; б) ультразвуковые колебания
концентратора-инструмента способствуют диффузионно-
му проникновению лекарственных растворов в стенку ар-
терий (раствор гепарина, новокаина, физиологический ра-
-створ и др.); в) перед рабочей частью концентратора-
инструмента может создаваться локальная зона усилен-
ных гидравлических колебаний, способствующих иссе-
чению склеротических отложений.
Рассмотрим экспериментальный анализ сравнитель-
ной эффективности охлаждения физиологическим раст-
вором и новокаином (1% раствор) при ультразвуковом
воздействии на стенки сосуда, пораженного атеросклеро-
зом.
На рис. 107 показано изменение температур в зоне
рассечения в зависимости от амплитуды колебаний и
вида раствора. За 15 с озвучивания при амплитуде
55 мкм в непораженном слое стенки брюшной аорты
температура достигает около 60 °C, т. е. при такой ам-
плитуде появляется опасность термодеструкции стен-
ки Охлаждение изотоническим раствором наиболее эф-
фективно действует при амплитуде менее 40 мкм. При-
•218
менение в качестве охлаждающей жидкости новокаина
делает процесс ультразвукового воздействия малочувст-
вительным к величине амплитуды колебаний. В этом слу-
чае при А-55 мкм температура не превышает 30 °C.
Раствор новокаина эффективно охлаждает зону уль-
тразвукового воздействия даже при расходе охлаждаю-
щей жидкости менее 0,5-=-I0-3 л/с, в то время как изото-
нический раствор начинает эффективно действовать при
расходе более 1,0-10-3 л/с, в том числе при амплитуде,,
не превышающей 40 мкм (см. рис. 107).
Экспериментально было установлено, что примене-
ние растворов антикоагулянтов типа гепарина способст-
вует не только уменьшению теплового воздействия уль-
тразвука на стенку сосуда, но и предупреждает тромбо-
образование при его возможном возникновении.
Гепарин благодаря наличию у него электроотрица-
тельных групп образует комплексные соединения с бел-
ками крови. Данные комплексы обладают антикоагулянт-
ной и фибринолитической активностями.
Морфологическое исследование показало, что дейст-
вие ультразвука усиливает проникновение гепарина в
стенку артерии, который адсорбируется прежде всего
коллагеновыми волокнами.
В эксперименте показано, что при наличии кровотока
гепарин в стенке сосуда сохраняется в течение Р/г ч.
Это время вполне достаточно для предотвращения
тромбоза в первичный послеоперационный период.
Экспериментально-клиническое исследование способа
ультразвуковой эндартерэктомии проводилось первона-
чально на базе экспериментальной лаборатории и отде-
ления сосудистой хирургии ВНИИКиЭХ (директор —
акад. Б. В. Петровский). Позднее широкую клиническую
апробацию метод прошел в ЦКБ-2 МПС (проф. докт.
мед. наук Ю. И. Морозов), в 1-й градской больнице
(акад. В. С. Савельев, проф. И. И. Затевахин) и в Ин-
ституте транспланталогии (проф. В. И. Шумаков).
На первом этапе производилось ультразвуковое ис-
сечение атеросклеротических отложений инструментом
различной конструкции из брюшных аорт, бедренных и
подвздошных артерий, изъятых из трупов людей. Исполь-
зовался ультразвуковой инструмент типа лопатки
Б. В. Петровского для открытой эндартерэктомии и ин-
струмент малой жесткости с рабочим участком в виде
кольца для выполнения иссечений по полуоткрытому ме-
219
"году. По второму варианту выделялись участки атеро-
склеротических поражений длиной до 350 мм и иссечение
проводилось без применения жидких растворов.
Разделенные таким образом слои стенки исследуемых
-сосудов подвергались гистологическому анализу. Было
показано, что выбранные технологические параметры
ультразвукового иссечения не вызывают некротических
явлений термического характера. Не было выявлено ни-
каких разрыхлений и расслоений оставшихся слоев по-
врежденного участка сосуда. В то же время отмечена
хорошая чистота отделения атеросклеротического слоя
-от непораженного.
Процесс иссечения с помощью ультразвукового инст-
румента во всех случаях проходил плавно с большой ско-
ростью продвижения инструмента по руслу артерий неза-
висимо от стадии поражения, встречающихся на его пути
•атеросклеротических изменений. При этом не требова-
лось приложения заметных усилий к инструменту. Пред-
намеренное небольшое искривление артерий при полу-
юткрытой эндартерэктомии не вызывало разрыва стенки
и не препятствовало дальнейшему продвижению инстру-
мента. Для достижения отмеченных хороших результа-
тов необходимо было создавать небольшое натяжение
сосуда при передвижении в нем ультразвукового волно-
вода.
Значительно большие усилия необходимо было при-
ложить при удалении патологически измененных слоев
инструментом без наложения ультразвуковых колебаний
и этот способ сопровождался остановками при столкно-
вении с плотными и кальцинированными бляшками, для
преодоления которых требовалось увеличение как уси-
лия, прикладываемого к инструменту, так и натяжение
самого сосуда.
Первоначально ультразвуковой инструмент был при-
менен для иссечения пораженных очагов из тех артерий,
которые были взйты после резекции у больных, у кото-
рых впоследствии производилось протезирование пора-
.женных артерий при облитерирующем атеросклерозе.
Резецированные артерии иссекались in vitro ультра-
звуком и затем подвергались гистологическим исследова-
ниям, в результате которых подтверждена безвредность
способа.
Гистологические картины отдельных слоев стенки,
разделенных с помощью ультразвукового способа, пока-
220
зывают, что в слрях не имеется изменений некротическо-
го характера.
Полученные результаты позволили перейти непосред-
ственно к применению данного метода в клинической
практике.
Учитывая ответственность функционального назначе-
ния магистральной сосудистой системы в организме че-
ловека, было решено применять ультразвуковую эндар-
терэктомию не как самостоятельную, а как дополнитель-
ную при различных видах сосудистой пластики. Опера-
ции производились при облитерирующих заболеваниях
нижних конечностей. Ультразвуковой хирургический ин-
струмент использовался как при первичных, так и пов-
торных операциях по поводу ретромбоза магистральных
сосудов1.
Ультразвуковым инструментом малой жесткости с ра-
бочей частью в виде колец через поперечную артериото-
мию выделялись атеросклеротические очаги (окклюзии)
по -методу полуоткрытой эндартерэктомии. Наибольшая
длина участка, на которую потребовалась ревизия бед-
ренной артерии, составила порядка 160 мм.
После ультразвуковой эндартерэктомии участок вос-
становленной проходимости либо подвергался обходному
шунтированию протезом, либо с помощью протеза под-
ключался непосредственно к магистральной системе.
Эндартерэктомия инструментом с наложенными уль-
тразвуковыми колебаниями производилась довольно бы-
стро с легким нажатием на инструмент. Особенно эффек-
тивным применение ультразвукового инструмента оказа-
лось при полуоткрытой эндартерэктомии значительной
протяженности. В этом случае без особых усилий удава-
лось произвести ревизию инструментом малой жесткости
(гибким) по естественно расположенному руслу артерии.
Разрывы стенки артерий не имели места. Но в этом слу-
чае требовался подбор диаметра кольца рабочей части
инструмента соответственно диаметру сосуда.
Ультразвуковым инструментом производилось иссече-
ние при повторных операциях в случае ретромбоза в син-
тетических протезах. В целом послеоперационное тече-
ние, картина белой и красной крови у всех больных не
имела отклонений от обычного наблюдаемого течения
процесса после подобных вмешательств. Заживление ран
1 Операпии выполнял докт. мед. наук О. С. Белорусов.
221
и восстановление кровоснабжения конечностей проходи-
ло в обычные сроки. Первые операции были выполнены
проф. Ю. И. Морозовым в отделении сосудистой хирур-
гии ЦКБ-2 МПС. Предварительный диагноз у всех был:
облитерирующий атеросклероз бедренной артерии с по-
казанием к ампутации. Операции закончились успешно.
Выделялись атеросклеротические отложения длиной
до 450 мм. Доступ к артерии осуществлялся через два
разреза: верхний и нижний.
Таким образом, установлена безвредность и целесо-
образность применения ультразвуковых механических
колебаний для восстановления проходимости сосудистой
системы, что позволяет рекомендовать расширение об-
ласти клинического применения данного способа, в том
числе для самостоятельных реконструктивных операций
на коронарных почечных и других артериях.
Глава 16
МЕТОД УЛЬТРАЗВУКОВОЙ ОБРАБОТКИ БИОЛОГИЧЕСКИХ
ТКАНЕЙ С ПОМОЩЬЮ РАЗЛИЧНЫХ
ЛЕКАРСТВЕННЫХ ВЕЩЕСТВ
Разработка метода ультразвуковой обработки инфи-
цированных биологических тканей и технология ее осу-
ществления первоначально ставила своей целью обеспе-
чение возможностей применения способа ультразвуковой
сварки и наплавки для восстановления анатомической
целостности костной ткани, подверженной действию ин-
фекции. В дальнейшем с учетом эффективности ее клини-
ческого применения метод ультразвуковой обработки
биологических тканей стал разрабатываться как само-
стоятельный метод, и в его основу были заложены сле-
дующие положения: 1) метод должен основываться на
комплексном действии лекарственных препаратов и энер-
гии ультразвукового поля; 2) лекарственное вещество
следует применять в растворе жидкости; 3) введение
ультразвуковых колебаний в зону обработки следует вы-
полнять через слой раствора лекарственного вещества.
Одновременно считалось, что при соответствующей
технологии возможна передача лекарственных веществ
и через газообразную, насыщенную среду.
Эффективность лечения инфицированных биологиче-
ских тканей с помощью лекарственного препарата, обла-
222
дающих антимикробными свойствами, зависит от быст-
роты и полноты действия их [34].
Клинические методы лечения направлены на обеспе-
чение полного или частичного подавления действия и
развития микробной флоры в организме больного, на
интенсивное отторжение некротических тканей и других
наслоений, покрывающих раневую поверхность для дос-
тижения быстрого развития регенерации, на получение
более глубокого проникновения лекарственных препара-
тов в очаг поражений и прилегающие биологические тка-
ни с целью увеличения зоны действия препарата, воздей-
ствие на организм человека в целом, с учетом стимуля-
ции протекающих в нем физиологических процессов, спо-
собствующих заживлению раны.
Только комплексное действие всех перечисленных
факторов повышает эффективность лечения инфициро-
ванных биологических тканей.
Способ ультразвуковой обработки инфицированных
биологических тканей включает в себя достоинства из-
вестных методов, свободен от их недостатков и обеспечи-
вает возможность достижения совокупного действия рас-
смотренных выше эффектов.
При разработке метода предусматривалось, что соз-
дание высокой концентрации лекарственных веществ в
ране и окружающих ее биологических тканях, а также
существенное ускорение очистки пораженных слоев и
полное заживление раны можно достичь путем введения
ультразвуковых колебаний в растворы применяемых ве-
ществ, залитых в рану. Исследования проводились
А. А. Орловой.
Непосредственное воздействие ультразвуковых коле-
баний на биологические ткани должно приводить к уско-
рению физиологических процессов в организме пациента,
способствующих заживлению раны. Локальные кавита-
ционные явления, возникающие в растворах лекарствен-
ных веществ под действием ультразвука, могут послу-
жить причиной разрушения микроорганизмов, образую-
щихся в ране при наличии в ней инфекции. Сущность
метода ультразвуковой обработки инфицированных био-
логических тканей состоит в следующем (рис. 108).
На поверхность инфицированной раны (обрабатывае-
мый объект) подается раствор лекарственного вещества
(озвучиваемая среда) и посредством ультразвукового ин-
струмента в него вводятся акустические колебания. Воз-
223
Рис. 108. Схема ультразвуко-
вой обработки.
1 — волновод; 2 — излучатель; 3 —
озвучиваемая среда; 4 —обрабаты-
ваемый объект.
действие ультразвуковых ко-
лебаний в жидкой среде со-
провождается появлением
звуковых радиационных дав-
лений, акустических пото-
ков, кавитаций и других яв-
лений, способствующих воз-
никновению сложного ком-
плекса физико-химических
и биологических процессов
[47].
К физико-химическим
процессам можно отнести
развивающиеся процессы
массопереноса .и массообме-
на как непосредственно в ра-
створе, так и границе лекар-
ственная жидкость — биоло-
гическая ткань. Это приводит к очистке поверхности ра-
ны от гноя, некротических тканей, раневого детрита и
прочих наслоений и внедрению лекарственных веществ
в ткани организма.
К биологическим явлениям можно отнести угнетаю-
щее воздействие ультразвуковых колебаний на микро-
флору и стимуляцию физиологических процессов в орга-
низме, способствующих заживлению ран.
Лечебный эффект от применения способа ультразву-
ковой обработки инфицированных биологических тканей
является результатом действия совокупности указанных
физико-химических и биологических явлений.
В клинических условиях метод осуществляется с по-
мощью установки типа УРСК-7Н, в которую добавляют
комплект специальных волноводов. Прикрепив волново-
ды к акустическим узлам, выполняют процесс ультразву-
ковой обработки инфицированных ран.
Характеристика растворов лекарственных препаратов,
применяемых при ультразвуковой обработке
инфицированных ран
При реализации метода ультразвуковой обработки
инфицированных биологических тканей лекарственному
раствору отводится особая роль. Прежде всего он явля-
ется носителем лечебных свойств (схема № 2). В усло-
виях ультразвуковой обработки лекарственное вещество
224
[irw/Va], }{ ‘ad-d н нояилоидишк
хгшдоэоиээненнс випвЛщэпно^;
225
15 Заказ № 768
подвергается воздействию колебательной энергии с уль-
тразвуковой частотой. С учетом максимального эффекта
от применения лекарственного вещества необходимо, что-
бы оно сохраняло свои лечебны качества и после воздей-
ствия на него ультразвуковых колебаний.
В качестве исследуемых материалов совместно с мик-
робиологической лабораторией ЦИТО им. Н. Н. Приоро-
ва нами были выбраны наиболее широко используемые
в клинической практике водные растворы антибиоти-
ков— тетрациклина, пенициллина, стрептомицина в кон-
центрации 1000 ЕД/мл; 100 ЕД/мл и 10 ЕД/мл. Данные
растворы в пробирках до 5 мл подвергались ультразву-
ковому воздействию на следующих режимах: амплитуда
смещения инструмента 55—60 мкм, частота ультразвуко-
вых колебаний 26,6 кГц, время озвучивания было пере-
менным и составляло 1, 3, 5, 7 и 10 мин.
Изучение свойств озвученных растворов антибиотиков
выполнялось по стандартному методу диффузии в агар
(метод дисков).
Результаты фиксировались путем измерения зон за-
держки роста микробов вокруг дисков. Отсутствие зоны
задержки роста свидетельствовало о потере антимикроб-
ных свойств лекарственного препарата. Результаты ис-
следования озвученных растворов антибиотиков сравни-
вались с контрольной группой, в которой раствор не под-
вергался ультразвуковой обработке.
Исследования показали, что воздействие ультразвуко-
выми колебаниями на указанных режимах не приводит
к изменению лечебных свойств лекарственного препара-
та и они сохраняются полностью.
Кроме лечебных функций раствор антибиотиков вы-
полняет функции проводника акустических колебаний.
Известно, что передача энергии ультразвука зависит
от соотношения волновых сопротивлений излучателя,
озвучиваемой среды и обрабатываемого объекта. Ультра-
звуковые волноводы, изготовленные из титановых спла-
вов марок ВТ-6, ОТ-4, имеют акустическое сопротивление
рс= (22,7-33,3) 105 г/см. Акустическое сопротивление
растворов лекарственных веществ (принимаем условно
воды) рс=1,5ХЮ5 г/см, костной ткани рс=6,2Х105 г/см
и мягких тканей 1.63Х105 г/см2 являются величинами
одного порядка как между собой, так и с материалом
излучателя. Такой расчет показывает, что акустическая
энергия хорошо передается от излучателя через раствор
226
лекарственных веществ к инфицированным биологиче-
ским тканям.
Свойства озвучиваемой среды определяют условия
работы излучателя. В качестве объекта обработки при
ультразвуковой обработке инфицированных ран в кли-
нике могут быть как костные, так и мягкие ткани, имею-
щие весьма сложные строения, различия в которых обус-
ловлены видом ткани и зависят от пола, возраста паци-
ента и ряда других факторов. Поверхность ткани при на-
личии инфекции покрыта различного рода наслоениями)
(некротические и фибринные налеты, гной, раневой дет-
рит и т. д.), которые представляют собой набухшую кол-
лоидную пленку белкового происхождения.
Поэтому при исследовании закономерностей развития:
процесса проникновения лекарств биологические ткани
рассматривались как капиллярно-пористые тела, у кото-
рых поры и каналы пронизывают даже наиболее плот-
ные участки.
Все пустоты в тканях заполнены жидкостью (кровь,
лимфа, тканевые жидкости), которые являются водными
растворами молекул и ионов различных веществ.
Поэтому в качестве физической модели биологической"
ткани нами использовался открытопористый пенопласт,,
пропитанный водой, со строго определенными размерами
пор и значениями пористости, соответствующими биоло-
гическим тканям.
Общие физические основы некоторых процессов,
протекающих при ультразвуковой обработке
инфицированных биологических тканей
Кинетику процесса ультразвуковой обработки инфи-
цированных биологических тканей можно классифициро-
вать по результату действия ультразвукового поля в
каждом из рассматриваемых процессов (схема № 3).
Первая группа процессов объединяется следующими
общими признаками и закономерностями. Эти процессы
протекают в системе, характеризующейся наличием по-
верхности раздела, по которой соприкасаются неоднород-
ные части системы: биологические ткани, которые услов-
но принимаются за твердую фазу, и разбавленные раст-
воры лекарственных препаратов — жидкая фаза. Такую
систему принято называть гетерогенной.
,5* 22Г
С х е м а № 3. Кинетика ультразвуковой обработки инфицированных биологических тканей
Различные гетерогенные реакции складываются из
трех стадий: перенос реагирующих частиц к поверхности,
собственно физический или химический процесс и отвод
реагирующих частиц от места реакции.
Скорость процессов, происходящих в системе: биоло-
гические ткани — раствор лекарственного вещества, в
значительной степени зависит от свойств самой системы,
в частности от таких ее параметров, как размеры частиц
(белковые молекулы поверхностных наслоений, молеку-
лы лекарственных препаратов), участвующих в рассмат-
риваемом процессе, их физико-химические свойства, ве-
личины обрабатываемой поверхности, от размеров пор и
каналов в тканях, их количества в единице объема или
на единицу площади и др.
Кинетика основных процессов, происходящих при оз-
вучивании инфицированных биологических тканей, носит
диффузионный характер, т. е. суммарная скорость про-
цессов определяется диффузией, как наиболее медленной
их стадией и подчиняется закону нестационарной диф-
фузии, описываемой известным уравнением
Vgradc=Z>.Ac, (89)
где с—концентрация вещества; t—время; V—скорость
течения жидкости; D—• коэффициент диффузии.
Роль ультразвуковых колебаний сводится к ускоре-
нию процессов диффузии, которые в обычных условиях
протекают медленно.
Из уравнения видно, что принципиальное ускорение
диффузионных процессов можно получить, увеличивая
градиент концентрации диффундирующего вещества и
коэффициент диффузии, а также обеспечивая турбулент-
ный режим движения жидкой фазы, приводящий к ин-
тенсивному перемешиванию жидкости.
С учетом того, что коэффициент диффузии в свобод-
ной среде и при воздействии ультразвуковых колебаний
практически не меняется, то интенсифицирующее влияние
ультразвука может проявиться в воздействии на гра-
диент концентрации диффундирующего вещества и гид-
родинамические условия протекания исследуемых про-
цессов [4].
Рассмотрим закономерности протекания процессов,
лежащих в основе способа ультразвуковой обработки
230
инфицированных тканей, а также влияние на них важ-
нейших акустических факторов.
Очистка поверхности инфицированной биологической
ткани, представляющая собой водорастворимый белко-
вый гель, практически сводится к растворению ее. Про-
цесс происходит путем образования сольватов, т. е. обо-
лочек из молекул растворителя на поверхности частиц
растворяемого вещества, и последующего переноса их в
раствор.
Скорость очистки инфицированных биологических
тканей определяется скоростью диффузии молекул раст-
воряемой пленки наслоений, покрывающих поверхность
раны, возникающей вследствие разности концентрации
раствора вещества пленки в слое жидкости, непосредст-
венно прилегающем к раневой поверхности и в толще
раствора лекарственного вещества.
Качественную картину процесса описывает уравнение,
предложенное А. Н. Шукаревым [39]:
Q=k(cH—c0)F, (90)
где Q—количество вещества, растворяющегося в единицу
времени; F — величина поверхности обрабатываемых ин-
фицированных биологических тканей; сн — концентрация
насыщенного раствора удаляемых наслоений; со— фак-
тическая концетрация удаляемых наслоений в растворе
в данный момент времени; k — коэффициент пропорцио-
нальности (коэффициент массоотдачи) и он пропорцио-
нален коэффициенту диффузии вещества в жидкости —
*=-£-. (91)
Тогда:
Q=Dh-*^F, (92)-
где: б—величина диффузионного пограничного слоя, в
котором концентрация растворенных белковых веществ,
составляющих наслоения на поверхности инфицирован-
ных биологических тканей, меняется от величины са—
на поверхности пленки, соответствующей концентрации
насыщения, до величины со—концентрации растворен-
ных веществ пленки в основной массе раствора лекарст-
венного препарата, которая в начальный период процес-
са практически равна нулю.
231
Ультразвуковые колебания, вызывающие в лекарст-
венном растворе акустические течения, способны увели-
чить скорость растворения наслоений, покрывающих по-
верхность инфицированной ткани, прежде всего из-за не-
прерывной подачи свежего растворителя к поверхности
контакта F.
Изменения пограничного слоя в ультразвуковом поле
обеспечивают изменения диффузионного слоя б, что при-
ведет к возрастанию градиента концентрации вещества
в переходной зоне или увеличению коэффициента массо-
отдачи.
Действие ультразвука проявляется также в увеличе-
нии суммарной поверхности контакта наслоений, покры-
вающих биологические ткани, с лекарственным раство-
ром F.
Под действием импульсов переменного звукового дав-
ления на границе раздела фаз возникают локальные
мгновенные силовые воздействия, приводящие к разбрыз-
гиванию частиц пленки.
Таким образом, совместные действия различных акус-
тических факторов приводят к быстрой очистке поверх-
ности инфицированных биологических тканей.
Внедрение лекарственных веществ в биологические
ткани сводится к диффузионному проникновению моле-
кул вводимого препарата в пористое пространство тканей
и представляет собой сложный процесс массообмена.
В этом случае перенос лекарственного вещества проис-
ходит из раствора в толщу биологических тканей через
поверхность раздела (процесс массопередачи). Массо-
передача состоит из двух процессов массоотдачи: пере-
нос вещества в пределах одной фазы к поверхности раз-
дела, т. е. перенос молекул лекарственного препарата к
поверхности биологических тканей и одновременно пере-
нос в пределах другой фазы от поверхности раздела, т. е.
диффузии их в глубину биологических тканей.
Диффузионное проникновение лекарственных препа-
ратов в капиллярно-пористые биологические ткани при
воздействии ультразвука обладает рядом особенностей
по сравнению с массопереносом в свободном простран-
стве. .
Так же как и при очистке поверхности инфицирован-
ных тканей, воздействие ультразвуковых колебаний на
процесс диффузии лекарственного вещества в обрабаты-
ваемые биологические ткани проявляется в изменении
232
условий транспортировки вещества как в объеме раство-
ра, так и в диффузионном пограничном слое, т. е. в уско-
рении переноса растворенных лекарственных веществ в
границе биологических тканей вследствие увеличения
градиента концентрации вещества в этой зоне, являюще-
гося движущей силой процесса диффузии. Вместе с тем
механизм ультразвукового воздействия на процесс внед-
рения лекарственных веществ в ткани имеет по сравне-
нию с очисткой существенную особенность.
Ультразвук может влиять в этом случае на процессы
переноса внутри биологических тканей, имеющих капил-
лярно-пористую структуру и заполненных жидкостью.
Анализ показывает, что при диффузии лекарственно-
го вещества в участке тканей, имеющих микропоры, оп-
ределяющим будет воздействие ультразвуковой колеба-
тельной энергии на пограничный диффузионный слой.
При диффузионном проникновении в макропористые си-
стемы преобладающим является способность ультразву-
ковых колебаний генерировать микропотоки в порах и
капиллярах, которые приводят к перемешиванию жидко-
сти и молярному ее переносу. Действие ультразвука на
биологические ткани в процессе их обработки доказы-
вается многочисленным материалом.
Многочисленные исследования, проводившиеся ’в
СССР и в различных странах, показывают, что ультра-
звуковые волны, распространяющиеся в биологической
ткани, обладают сильным биологическим действием. Ос-
новой биологического действия ультразвука является его
способность проникать в ткани на некоторую глубину
и поглощаться ими. В целом энергия ультразвука в био-
логическом объекте может проявляться в образовании
тепла, в возникновении механических сил и химических
превращений. При этом биологический эффект от воздей-
ствия ультразвуковых колебаний зависит от его частоты,
интенсивности, времени воздействия и режима работы.
Действия ультразвука на микроорганизмы исследо-
вались многими учеными. Бактерицидное действие уль-
тразвука выражается в разрушении микроорганизмов
при значительных интенсивностях, превышающих кавита-
ционный порог.
Ультразвук малой и средней интенсивности оказывает
на организм лечебное действие. Экспериментальное и
клиническое применение энергии ультразвука выявило
болеутоляющее, спазмолитическое, рассасывающее, про-
233
тивовоспалительное, десенсибилизирующее и фибролити-
ческое действие.
Показано, что ультразвуковые колебания как бы вы-
полняют эффективный микромассаж тканей и клеток, ко-
торый по своему действию превосходит вибрационный
массаж под водой и тем самым значительно улучшает
снабжение тканей лимфой и кровью.
Влияние ультразвуковых колебаний
на процессы очистки поверхности инфицированных
биологических тканей и внедрение лекарственных
веществ в ткани организма
Механизм ультразвуковой обработки может быть рас-
крыт, если выяснены особенности определяющего влия-
ния факторов ультразвукового поля на конечный резуль-
тат озвучивания. Это позволяет нам обоснованно подой-
ти к процессу озвучивания и к созданию технологии ме-
тода ультразвуковой обработки инфицированных биоло-
гических тканей. Важно было установить долю участия
основных акустических факторов, таких, как кавитация,
акустические течения, радиационное давление, а также
нагрева в процессе очистки поверхности раны и влияния
лекарственных препаратов.
Для выявления воздействия того или иного акустиче-
ского фактора были проведены эксперименты, в которых
заложен ряд методических приемов [70]. С учетом того,
что кавитация и акустические течения обладают инер-
цией, озвучивание выполнялось в импульсном режиме С
t=0,l с, что позволяло исключить совместные действия
этих двух факторов. Исключить воздействие на процесс
акустического ветра, создающего конвективные потоки
лекарственного раствора, оказалось возможным произ-
водя озвучивание через тонкую полиэтиленовую пленку,
располагаемую на высоте 1,5—2 мм над поверхностью
образца, и одновременно хорошо пропускающую ультра-
звуковые колебания. Влияние нагрева среды и постоян-
ного во времени радиационного давления оценивалось
косвенным путем. Измерялась температура среды при
озвучивании в непрерывном режиме и затем в отсутствии
ультразвуковых колебаний определялось влияние темпе-
ратур на глубину проникновения—Нтах.
Исследования проводились на режимах: время озву-
чивания t=4 мин, частота колебаний f=26,6 кГц, ампли*
туда смещения излучателя А=60 мкм; расстояние от из-
234
Рис. 109. Влияние ультразвуковых колебаний на процесс проникно-
вения растворов в пористые тела.
I — без озвучивания; И — в непрерывном режиме (совокупность акустических
факторов; III —в импульсном режиме (отсутствие действия кавитации и
акустических потоков); IV — озвучивание через тонкую пленку (отсутствие
акустических потоков); V —имитация действия нагрева; VI — имитация ра-
диационного давления (без озвучивания).
Пунктиры в III—IV столбиках — соответственно совместное действие кавита-
ции и акустических потоков и действие акустических потоков.
лучателя до образца h = 5 мм; диаметр излучателя
Оизл=4 мм. При озвучивании капиллярно-пористых си-
стем использовались образцы с размером пор Нп=75мкм.
Длительность импульса tHMn=0,7 с, частота следования
импульсов —55 имп/с, суммарное время действия ультра-
звука t=4 мин.
235
Результаты исследований приведены на рис. 109, ПО.
Влияние ультразвука на процессы внедрения лекарствен-
ных веществ в биологические ткани производилось путем
измерения Нюах—пути, пройденного фронтом диффузи-
онного проникновения вводимого лекарственного вещест-
ва в образцы открыто-пористого пенопласта. Образец по-
мещался в кювету, выдерживался в растворе в течение
4 мин. Глубина проникновения красящего вещества
вглубь образца составила Нтах=0,35 мм (см. 1-й стол-
бец на диаграмме рис. 114). Здесь и далее графики
строились на основе замера 5—7 образцов.
При озвучивании в непрерывном режиме глубина
проникновения уже составила Нтах=6,2 мм (см. 2-й стол-
бец, рис. 114). Следовательно, ультразвуковые колеба-
ния увеличили проникновение раствора в образец с раз-
мером пор Rn=75 мкм в 17,7 раза.
При озвучивании в импульсном режиме краситель
проник в образце на глубину 3—4 мм (см. 3-й столбец
на рис. 114). При озвучивании образца через тонкую по-
лиэтиленовую пленку фронт проникновения анилинового
красителя достиг Нтах=3,5 мм (см. 4-й столбец на рис.
114), т. е. практически столько же, сколько в отсутствии
совместного действия акустического ветра и кавитации.
Отсюда можно заключить, что ультразвуковая кавита-
ция не оказывает существенного влияния на интенсифи-
кацию процессов проникновения.
Измерения проникновения в образец с нагревом до
48 °C без озвучивания, а также в случае имитации дей-
ствия радиационного давления гидростатическим, увели-
чением Нтах по сравнению с результатом, полученным в
отсутствие действия факторов акустического поля, не
происходит (см. 5-й и 6-й столбцы на рис. 114).
Для количественной оценки влияния отдельных акус-
тических факторов на диаграмме с правой стороны вве-
дена ось, имеющая направление сверху вниз. На этой
оси 100% соответствует проникновению красителя в об-
разец под действием суммы акустических факторов, на-
ибольшее влияние из рассмотренных факторов оказы-
вают акустические течения (около 42%). Кавитация, ра-
диационное давление и нагрев среды ощутимого вклада
в ускорение процесса проникновения не вносят.
При изучении влияния акустических факторов на про-
цессы очистки поверхности биологических тканей за кри-
терий принималось время полной очистки поверхности
236
из оргстекла F=2 см2 от 0,1 г канцелярского клея, ими-
» тирующего (^поверхностные наслоения.
Время полной очистки площадки от имитирующей
пленки без озвучивания составило 8 ч (1-й столбик), пло-
щадка такого же размера при озвучивании была пол-
ностью очищена за 60 сек (2-й столбик). При озвучива-
нии в импульсном режиме время очистки возросло до
200 с (3-й столбик), а через промежуточную пленку пло-
I щадка очистилась за 120 с (см. рис. 117).
Следовательно, существенное влияние на процесс
очистки оказывают не только акустические потоки, но и
I ультразвуковая кавитация. Если принять увеличение
времени очистки за счет отсутствия действия как кави-
тации, так и акустических потоков за 100%, то вклад
I акустических течений в процесс очистки составит около
42%, а кавитации приблизительно 58% (см. рис. 117).
Технологические особенности процесса ультразвуковой
очистки поверхности инфицированных тканей
Используя методику, представленную на рис. 111, мы
можем представить динамику процесса растворения
пленки.
Процесс очистки первоначально идет довольно быст-
ро, т. е. большая часть пленки из клея переходит в раст-
вор уже примерно к сере-
дине всего периода проте-
кания процесса полной
очистки пластины, затем
по мере растворения ско-
рость процесса постепенно
снижается до момента
полного перехода мате-
риала пленки ,в раствор
(рис. 112).
С учетом того, что вре-
мя растворения в процес-
се экспериментов стабили-
зировалось, то оно было
выбрано в качестве крите-
рия растворения, измеря-
емого потерей проходи-
мой через раствор свето-
вой энергии.
237
У/ЧО'3, Вт
В = 50 м нм
/ = 26,5 кГц
fi = 5 мм
0 = 10 мм
Рис. 112. Динамика про-
цесса очистки поверхно-
сти (1 — продолжитель-
ность озвучивания, N —
мощность излучения ис-
точников света).
го во оо во юо
Время, с
Исследования показали, что время полной очистки
поверхности инфицированных биологических тканей на-
ходится в прямой зависимости от параметров процесса
и размеров излучающей поверхности волноводов, с уве-
личением амплитуды смещения колеблющегося волново-
да в три раза время полной очистки сокращается от 1,6
до 3,2 раза, в зависимости от размеров излучателя (рис.
113, 114).
При увеличении расстояния между излучателем и
образцом от 1 до 20 мм время очистки возрастает в 1,7
раза, что может быть объяснено потерей акустической
энергии.
Глубина погружения излучателя в раствор более 2 мм
не оказывает существенного влияния.
Технологические особенности процесса
ультразвукового внедрения лекарственных веществ
в инфицированные биологические ткани
Исследование технологических особенностей проводи-
лось на большеберцовых и бедренных костях, взятых от
трупов. В качестве проникающего средства использовал-
ся раствор тетрациклина с концентрацией 100 000 ЕД/мл
в дистиллированной воде. После ультразвуковой обра-
ботки и разрезания образцов анализировалась глубина
проникновения в ультрафиолетовом излучении [70].
238
Время, с
При озвучивании в отличие от контрольных образцов
глубина проникновения увеличивается с повышением вре-
мени озвучивания. Тетрациклин проникает в кортикаль-
ный слой меньше, чем в другие участки. При озвучива-
239
Рис. 115. Зависимость глу-
бины проникновения рас-
творов (Нщах) от размера
пор (R„).
нии в течение t=8 мин глубина проникновения в кор-
тикальный слой составила около 1 мм.
С увеличением размера пор и величины пористости
глубина проникновения быстро возрастает (рис. 115,
116).
Анализ влияния режимов озвучивания показал, что,
например, частота колебаний (в интервале 18—44 кГц)
и глубина погружения L практически не оказывает влия-
ние.
Основное влияние на глубину проникновения лекарст-
венных веществ оказали амплитуда колебаний А и время
действия колебаний t.
Значительное влияние оказывает расстояние h между
излучающей поверхностью волновода и образцом (рис.
117).
Пространственное положение образца в кювете не
оказало существенного влияния.
Анализ температурного эффекта показал! что с увели-
чением амплитуды А и продолжительности воздействия
колебания температура в ванне раствора быстро возрас-
тает и может достигнуть значительной величины (свыше
80 °C) (рис. 118).
240
Рис. 116. Зависимость
глубины проникновения
растворов (Нтах) от по-
ристости (б).
Рекомендации для экспериментального и клинического
применения метода ультразвуковой обработки
инфицированных биологических тканей
На основе проведенной работы были разработаны ре-
комендации для клинического применения способа уль-
тразвуковой обработки инфицированных тканей, а также
определено место предлагаемого метода лечения в комп-
лексе мероприятий, направленных на ликвидацию забо-
леваний, течение которых осложнено развитием инфек-
ции.
Обработку инфицированных ран следует производить
по следующей методике (рис. 119). На поверхность раны
{42] заливается слой антибиотиков, антисептических или
других препаратов в растворе. Затем включаются уль-
тразвуковые колебания и волновод погружается в слой
жидкости. В процессе обработки излучающая поверхно-
сть волновода (торец) должна обойти всю поверхность
раны. При этом следует стремиться к тому, чтобы ось
волновода все время была бы по возможности перпенди-
кулярна (под углом в 90°) к поверхности обрабатывае-
мого участка, а расстояние «а» между торцом инструмен-
16 Заказ № 768
241

Глубина пагру пения излучатели (У, мп
Рис. 117. Зависимость Нтах
от амплитуды колебаний и
продолжительности озвучи-
вания раствора (1—Rn=
=75 мкм; 6=75%; 2—R„=
=25 мкм; 6=75%; f=
=26,5 кГц; А—60 мкм;
h=5 мм; L= 10 мм).
та и поверхностью раневого участка выдерживалось рав-
ным 1—2 мм, т. е. обработка производилась без касания
концом инструмента раневой поверхности. Если какой-
либо участок раны будет пропущен, то в этом месте не
произойдет эффективной очистки и проникновения раст-
воров в биологическую ткань. Желательно, чтобы при
озвучивании торцовая поверхность находилась под слоем
раствора, имеющим толщину не менее 3 мм (в = 3 мм).
На первой стадии озвучивания производится очистка
раны от гнойно-некротических и фибринных налетов,
гноя, раневого детрита и т. д. На этой стадии отработан-
ный раствор с эмульгированным раневым отделяемым в
обязательном порядке удаляется из раны и заменяется
новым. После того как поверхность раны становится чис-
той, озвучивание можно производить без замены раство-
ра, если температура в ране не превышает допустимого
предела. Если жидкость сильно нагревается, рекоменду-
ется периодическая замена раствора в озвучиваемой по-
лости.
242
SO fi, мим
При озвучивании ран, имеющих плоскую или выпук-
лую поверхность, раствор следует подавать непосредст-
венно под волновод в процессе всей обработки.
Озвучивание производится в режиме резонанса, час-
тота колебаний инструмента составляет f=26,5 кГц. Вре-
Рис. 119. Схема процесса ультразвуковой обработки инфицированных
биологических тканей в клинических условиях:
1 — волновод-ниструмент, 2 — раствор лекарственного препарата; 3 — поверх-
ность обрабатываемых тканей.
а — 1—2 мм; в — >3 мм.
16’
243
мя обработки ультразвуком зависит от величины поверх-
ности раны и ее состояния (стадия раневого процесса).
Количество обработок зависит от первоначального со-
стояния раны и скорости ее заживления. Вид лекарствен-
ного препарата выбирается в зависимости от чувстви-
тельности микрофлоры к тому или иному лекарственному
или антисептическому препарату.
Глава 17
ОСНОВЫ ПРОЕКТИРОВАНИЯ ОБОРУДОВАНИЯ
ДЛЯ УЛЬТРАЗВУКОВОЙ ХИРУРГИИ И ХАРАКТЕРИСТИКИ
ИМЕЮЩЕГОСЯ ОБОРУДОВАНИЯ
Ультразвук с успехом применяется в медицине для
диагностики, терапии и хирургии. В зависимости от це-
лей и рациональных форм воздействия используются раз-
личные энергетические уровни ультразвука.
При диагностических исследованиях используются
ультразвуковые колебания высокочастотного диапазона
(до 20 МГц) небольших интенсивностей (0,01
<-0,08 Вт/см2). Для ультразвуковой терапии область ча-
стот составляет 800—3000 кГц. Лечебная доза определя-
ется по величине интенсивности ультразвукового поля,
которая не превышает 1,5 <-2,0 Вт/см2 [55].
Применение ультразвука в хирургии основывается на
двух различных принципах, при этом энергетические
уровни колебаний достаточно высоки. В первом случае
используется свойство ультразвуковых волн при значи-
тельной интенсивности оказывать разрушающее действие
на озвучиваемые биологические объекты. Концентрация
ультразвукового пучка интенсивностью в сотни ватт на
1 см2 на малом участке достигается путем суммирования
энергии отдельных лучей.
Биологические клетки, попадающие в зону концент-
рации, подвергаются некрозу, в то время как окружаю-
щие ткани остаются неповрежденными [17]. Применение
ультразвукового пучка вместо хирургического скальпеля
для разрушения участков мозга или других биоструктур
на глубине представляет одно из перспективных направ-
лений, сдерживаемых пока отсутствием простой и дос-
таточно надежной аппаратуры, обеспечивающей высокую
точность концентрации ультразвукового пучка.
244
Во втором случае применение ультразвука основано
на принципе воздействия на объект хирургическим инст-
рументом, которому сообщены колебания низкочастотно-
го ультразвукового диапазона (20:60 кГц). Форма уль-
тразвукового инструмента отвечает его назначению.
В основе разработки специализированного оборудова-
ния лежит обеспечение рациональных путей получения
и передачи ультразвуковой энергии к месту непосредст-
венного контакта с целью осуществления необходимого
комплекса физико-химических процессов, определяющих
законченность процесса ультразвуковой хирургии.
Основными узлами установок для ультразвуковой хи-
рургии являются: колебательная система или акустиче-
ский узел и источник питания — ультразвуковой генера-
тор.
Эти важнейшие узлы технологических ультразвуко-
вых установок для хирургии должны находиться в пос-
тоянных оптимальных условиях согласования, обеспечи-
вающих резонансный режим работы. В основе проекти-
рования и изготовления ультразвукового хирургического
оборудования должна учитываться специфика самого
процесса, а также особенности целевой эксплуатации
клиники.
Опыт применения методов ультразвуковой сварки,
резки и обработки биологических тканей в эксперимен-
тальной и клинической практике позволил установить
следующие требования: а) разрабатываемые установки
по энергетическим параметрам должны обеспечивать вы-
полнение технологического процесса; б) установки долж-
ны иметь оптимальные габаритные размеры при наи-
меньшем весе с учетом насыщенности современным обо-
рудованием операционных, ограниченными размерами
операционного поля и удобством манипулирования в
нем; в) подвергаться частичной или полной многократ-
ной стерилизации.
Основным технологическим узлом установки, обеспе-
чивающей выполнение ряда процессов ультразвуковой хи-
рургии, является акустический узел, состоящий из преоб-
разователя электрических колебаний в механические,
трансформатора упругих колебаний и инструмента-вол-
новода.
С учетом особенностей экспериментальных и клини-
ческих условий к акустическим узлам для ультразвуковой
хирургии предъявляются следующие необходимые тре-
245
бования: а) акустические узлы должны быть легкие, ма-
невренные с набором быстро сменяемых инструментов-
волноводов, позволяющих выполнять необходимые техно-
логические операции; б) акустические узлы должны
иметь минимальные габариты и обеспечивать оптималь-
ные энергетические параметры режимов ультразвуковой
хирургии при наименьших потерях энергии; в) они долж-
ны быть надежными и безопасными в работе; г) под-
вергаться многократной стерилизации и иметь высокую
коррозийную стойкость.
При данной выходной мощности генератора эффек-
тивность процессов ультразвуковой хирургии при прочих
равных условиях зависит от количества энергии, переда-
ваемой в зону технологического контакта через инстру-
мент-волновод. Отсюда источник и трансформатор меха-
нической колебательной энергии — акустический узел
должен быть спроектирован так, чтобы потери в нем бы-
ли минимальные. Правильный расчет акустических узлов
и тщательность их изготовления в существенной степени
'Определяет работоспособность ультразвуковой установки
(18].
Установка УСКР-5М. Для проведения эксперимен-
тальных исследований на животных была разработана
установка УСКР-5М. Преобразователем упругих меха-
нических колебаний ультразвуковой частоты в данной
установке был преобразователь из феррита-21, изготов-
ленного в ферритной лаборатории МВТУ им. Н. Э. Бау-
мана.
Установка УСКР-5М разрабатывалась как комплекс-
ная, обеспечивающая проведение операций по ультразву-
ковой сварке и наплавке, а также по резекции костных
и мягких тканей.
В комплект установки входили три ферритовых прео-
•образователя мощностью N=45 Вт, к каждому из кото-
рых прилагался набор сменных инструментов-волноводов
для сварки, наплавки и резки биологических тканей.
Техническая характеристика:
Мощность генератора, Вт
Мощность акустических узлов, Вт
Амплитуда колебаний, мкм
Масса каждого акустического узла, г
—250
—45
—450
246
В ультразвуковой хирургии для клинических целей
наибольшее распространение получила медицинская
установка УРСК-7Н, разработанная в МВТУ
им. Н. Э. Баумана и изготовляемая на Ульяновском при-
боростроительном заводе.
Установка УРСК-7Н предназначена для проведения
операций по ультразвуковой сварке, восстановлению и
резке биологических тканей. Она состоит: из генератора
электрических колебаний ультразвуковой частоты и трех
акустических узлов с набором инструментов-волноводов
(рис. 120).
Техническая характеристика:
Частота колебаний, кГц — 26,5±0,5
Мощность, потребляемая от сети, кВА —не более 0,45
Питание от сети напряжением, В 220±510
Мощность, потребляемая акустическим узлом, Вт —90
Максимальная мощность генератора, Вт —250
Габаритные размеры генератора, мм 380x 360x210
Габаритные размеры
акустического узла:
Длина без инструмента, см
Диаметр корпуса, см
Масса акустического узла, г
— 160
—420
В комплект установки УРСК-7Н входит 5 типовых
размеров инструментов-волноводов: один для сварки, че-
тыре инструмента для резки биологических тканей
(скальпель для рассечения кожи, мышц, сухожилий; пил-
ка для рассечения костных тканей; прямое и желобова-
тое долото для снятия тонкой стружки на поверхности
шириной до 8 мм, а также для выравнивания направлен-
ных поверхностей).
При таком количестве сменного инструмента-волно-
вода создалась необходимость подстройки рабочей час-
тоты генератора на резонансную частоту каждого из этих
инструментов, так как изготовление инструментов на
одинаковую частоту с точностью до десятков герц за-
труднено. Введение подстройки частоты генератора су-
щественно упростило технологию подготовки инструмен-
тов-волноводов на общую частоту. Для этих целей был
введен индикатор резонанса, с помощью которого суще-
ственно облегчилось управление установкой. При прове-
дении операции частота преобразователя подстраивается
с помощью блока подстройки частоты, контроль согласо-
247
Рис. 120 Медицинская установка УРСК-7Н с тремя акустическими
узлами н набором инструментов-волноводов.
вания преобразователя с нагрузкой (особенно при резке)
осуществляется с помощью прибора контроля резонанса
по максимальному отклонению стрелки.
На рис. 121 представлена принципиальная схема уль-
тразвукового генератора установки УРСК-7Н. Из схемы
видно, что генератор состоит из четырех каскадов: за-
дающего генератора, двух степеней предварительного
усиления и усилителя мощности.
Генератор задающего каскада собран по схеме с
трансформаторной обратной связью на транзисторе
П4Б (ПП). Индуктивность его колебательного контура
выполнена на сердечнике из карбонильного железа типа
СБ-5А, на котором расположены коллекторная обмотка,
248
Рис. 121. Принципиальная электрическая схема ультразвукового ге-
нератора установки УРСК-7Н.
обмотка обратной связи, необходимая для возбуждения
колебаний усиления. Электрические колебания ультра-
звуковой частоты (f=26,5±19% кГц), вырабатываемые
задающим генератором, подаются через обмотки IV и
V на каскад предварительного усиления.
Предварительный усилитель собран по последователь-
но-двухтактной схеме и работает в режиме переключе-
ния, что дает высокий к. п. д. генератора при достаточ-
но большой мощности: Первая ступень усиления собрана
на двух триодах П4Б (ПП2 и ПП3).
Вторая ступень усиления собрана на транзисторах
П-210А (ПП4; ПП5). Возбуждение на них подается с
трансформатора Тр2, а автоматическое смещение задает-
ся цепочками.
Четвертый каскад-усилитель мощности, состоит из
трех последовательно-двухтактных ячеек на транзисто-
249
pax П210А (ПП6—ППц), работающих в режиме пере-
ключения. Возбуждение каскада предварительного уси-
ления подается на каждый транзистор с обмоток транс-
форматора Трз, причем в каждой ячейке напряжения
противофазные. С транзисторных ячеек напряжение по-
дается на три обмотки трансформатора Тр, где происхо-
дит сложение мощностей. С выходного трансформатора
напряжение подается на три магнитострикционных пре-
образователя. Так как транзисторы работают в режиме
переключения, то выходное напряжение имеет прямо-
угольную форму. Для выделения первой гармоники на-
пряжения на преобразователе и выходной обмотке транс-
форматора Тр4 последовательно с преобразователем
включена емкость С, которая подбирается таким обра-
зом, чтобы составить с индуктивностью преобразователя
колебательный контур, настроенный на первую гармони-
ку напряжения. Это позволяет получить синусоидальное
напряжение в нагрузке, не меняя ключевого режима ра-
боты транзисторов, энергетически выгодного для послед-
них.
Задающий генератор питается от выпрямителя, соб-
ранного на диодах Д7Ж (Bi—В2) по однополупериодной
схеме. Предварительный каскад усиления питается от
мостового выпрямителя, собранного на диодах Д215А
(Вз—В6), усилитель мощности также питается от мосто-
вого выпрямителя (В7—BJ0). Все выпрямители питаются
от общего силового трансформатора Тр5, имеющего че-
тыре вторичные обмотки, на первичную обмотку которо-
го подается сетевое напряжение 220 в, с частотой 50 Гц.
С обмоток I, II, III снимается питание на выпрямители,
обмотка IV питает блок подмагничивания, чем обеспечи-
вается необходимая напряженность постоянного магнит-
ного поля преобразователя.
Как видно из схемы, в цепь задающего генератора
включена переменная емкость С, которая позволяет про-
изводить плавную регулировку частоты генератора в
пределах ±19%, чем обеспечивается подстройка частоты
генератора к резонансной частоте инструмента.
Контроль согласования генератора с нагрузкой осу-
ществляется по схеме, подключенной на выход выпрями-
теля, питающего усилитель мощности. При резонансе си-
стемы происходит максимальное увеличение переменной
составляющей тока, что регистрируется стрелкой прибо-
ра М24, встроенного в переднюю панель генератора.
250
Рис. 122. Установка УРСК-18 для ультразвуковой сварки, наплавки
и обработки биологических тканей.
Установка УРСК-8Н предназначена для ультразвуко-
вой сварки и резки биологических тканей как в экспери-
ментальных, так и в клинических условиях. Это новая
модель установок типа УРСК, в которой внесены допол-
нения, связанные с особенностями ее применения в усло-
виях клинической практики.
Техническая характеристика:
Рабочий диапазон частот, кГц
Регулировка частоты генератора
Рабочая частота акустических головок, кГц
Мощность, отдаваемая в нагрузку, ВА
Мощность установки, потребляемая от сети, ВА
Питание установки — сеть тока, В
Количество акустических головок, шт.
Габаритные размеры установки
Масса установки, кг
—24,5-4-26,7
— Плавная
—25,5±0,5
—180
—220
—410X350X210
—17
251
Установка УРСК-8Н выполнена в виде отдельных
блоков: а) блок задающего генератора и 1-я ступень уси-
ления мощности; б) блок 2-й ступени усиления мощно-
сти; в) блок оконечного каскада усиления мощности;
г) блок выпрямителей и фильтров.
Установка медицинская УРСК-18 предназначена для
ультразвуковой сварки, наплавки, резки и обработки
биологических тканей (рис. 122).
Установка может работать как в режиме автоматиче-
ского поиска резонансной частоты (АПЧ) и поддержа-
ния ее в процессе работы, так и без автоматического по-
иска.
Техническая характеристика:
Питание от сети переменного тока
частотой 50 Гц, напряжением, в
Мощность, потребляемая от сети не более, кВА
Рабочая частота, кГц
Амплитуда колебаний инструмента, мм
Габариты
Масса генератора, кг
Масса акустического узла, г
—220—10%
—0,18
26,5±7,5%
—0,04±0,06
—250X 270X 200
На рис. 123 представлена принципиальная электриче-
ская схема установки УРСК-18, работающая в режиме
АПЧ и в другом режиме.
При работе в режиме АПЧ работают все блоки, пред-
ставленные на блок-схеме.
Управляющим сигналом является выпрямленное на-
пряжение источника питания оконечного усилителя мощ-
ности.
Для выпрямления и сглаживания напряжения пульса-
ции используются детектор Д1, емкость Cl СЗ. Элементы
Р6, Р7, Р8, С6, С7, С8 образуют Т-образный мост, наст-
роенный на частоту 100 Гц. Резистор Р4 служит для ре-
гулировки величины сигнала управления.
Система АПЧ состоит из релаксационного генерато-
ра, выполненного на однопереходном транзисторе Тз, ча-
стота колебаний которого определяется временем заря-
да емкости СЮ и управляется с помощью транзистора
Т2 напряжением сигнала управления.
Токостабилизирующий элемент на транзисторе Ti и
компенсационный стабилизатор напряжения, выполнен-
ные на транзисторах Т4 и Т5, осуществляют стабилиза-
цию частоты релаксационного генератора.
252
Рис. 123. Принципиальная электрическая схема установки УРСК-18.
Согласующий усилитель, выполненный на транзисто-
рах Т6, Т7, Т8 по схеме с непосредственной связью, уси-
ливает пилообразное напряжение, снимаемое с частото-
задающей емкости СЮ и преобразует его в синусоидаль-
ное с помощью колебательного контура, индуктивно свя-
занного с коллекторной обмоткой транзистора Т8.
Полученный синусоидальный сигнал подается на
предварительный усилитель мощности, собранный на
транзисторах T9, Т10 по схеме со средней точкой, рабо-
тающей в ключевом режиме. Ключевой режим работы
транзисторов позволяет получить при достаточно боль-
шой мощности высокий КПД.
Ключевой режим работы обеспечивается за счет про-
тивофазного включения 2 вторичных обмоток трансфор-
матора Тр2 и базы транзисторов T9, Т10. Автоматическое
смещение этих транзисторов обеспечивается резистора-
ми 23, 24 и конденсаторами С24, С25, включенными в
цепь базы транзисторов T9, Т10.
Переменное напряжение возбуждения подается на ба-
зы через конденсаторы С24, С25, а постоянная базового
тока, проходя через резисторы 23, 24, создает на них па-
дение напряжения, обеспечивающее надежное закрыва-
ние и открывание транзисторов.
Со второй ступени усиления сигнал подается через
транзистор ТрЗ на оконечный усилитель мощности, со-
бранный на транзисторах Til, Т12 и работающих в клю-
чевом режиме, аналогично транзисторам предваритель-
ного усилителя мощности по схеме, аналогично транзис-
торам предварительного усилителя мощности, усилителя
со средней точкой.
Со вторичной обмотки выходного трансформатора
Тр4 через разделительный конденсатор СЗ4, переключа-
тель вида работы П1, ПЗ, П5 переменное напряжение
поступает на один из акустических узлов.
В зависимости от положения переключателя (на пе-
редней панели генератора) к выходу генератора подклю-
чается ультразвуковая головка, к которой в зависимости
от рода работы крепятся ультразвуковой скальпель,
ультразвуковая пилка или лопатка.
В режиме АПЧ используется изменение амплитуды
пульсации источника питания, которая изменяется в со-
ответствии с током, отбираемым от выпрямителя
При увеличении нагрузки на волновод происходит
изменение резонансной частоты преобразователя (увели-
254
чение частоты) и уменьшение амплитуды пульсации.
Уменьшение сигнала управления, приложенного к эмит-
тербазовому переходу транзистора Т2, приводит к умень-
шению шунтирующего действия Т2 на частотно-задаю-
щую емкость С10, а следовательно к увеличению частоты
релаксационного генератора. Это приводит к подстройке
частоты генератора к новой резонансной частоте акусти-
ческого узла.
Для работы в ручном режиме необходимо переключа-
тель П7 поставить в другое положение, при этом систе-
мы УС и АПЧ не работают, каскады усилителя на тран-
зисторах Т1 и Т2 отключаются, усилительный каскад на
транзисторе ТЗ работает как задающий генератор по схе-
ме с индуктивной обработкой связью Одновременно с
этим постоянная емкость в колебательном контуре за-
меняется на переменную, с помощью которой изменяет-
ся частота задающего генератора. Последующие каска-
ды работают как и в режиме АПЧ.
Сигнал на микроамперметр поступает с детектора,
собранного на диоде-Д19.
Питание установки осуществляется от сети перемен-
ного тока напряжением 220 В, частотой 50 Гц; от силово-
го трансформатора после выпрямления диодами посту-
пает: с Д2-Д5 на задающий генератор; с Д7-Д10 на
задающий генератор; с Д17-Д14 на усилители мощ-
ности; с Д15-Д18 на подмагничивание акустического
узла.
Описание конструкции генератора. Установка
УРСК-18 конструктивно выполнена в виде отдельных
блоков и состоит из генератора и 3 акустических узлов,
инструментов и стерилизатора.
Генератор ультразвуковых колебаний выполнен в ви-
де шасси с присоединенной к нему передней, задней па-
нелью и закрывается крышками.
На передней панели размещены:
— тумблер включения генератора (вкл., выкл),
— переключатель рода работы («сварка», «наплав-
ка», «резка»),
— индикаторный прибор для настройки в резонанс
акустического узла с генератором (МА), ручка на-
стройки генератора (настройка).
— кнопка включения системы АПЧ,
— лампочка сигнализации наличия напряжения пита-
ния.
255
На задней стенке генератора находятся:
— штепсельные разъемы для подключения акустиче-
ских узлов (Ш2, ШЗ, Ш4) и питания (ПН),
— клемма для заземления генератора,
— предохранитель («Пр.»).
Все элементы задающего генератора, предваритель-
ного усилителя и усилителя мощности размещены на
двух схемных панелях, закрепленных на боковых рамках
шасси.
Для охлаждения полупроводниковых приборов при-
менены радиаторы.
Общее охлаждение генератора — естественное, через
перфорацию в дне и крышке генератора.
Описание конструкции акустического узла. Акустиче-
кий узел состоит из защитного кожуха, магнитострик-
ционного пакета, коническо-цилиндрического концентра-
тора колебаний, сменного рабочего инструмента, элект-
рического шнура.
Магнитострикционный пакет обклеен из отоженных
пластин никеля. К склеенному пакету приклеивается
эпоксидным клеем коническо-цилиндрический концентра-
тор колебаний.
На стержни магнитострикционного преобразователя
намотана обмотка возбуждения проводом марки МГШВ
сечением 0,75 мм2.
Головка вставляется в коническо-цилиндрический ко-
жух, который закрывается крышкой с накидной гайкой.
Для подключения к генератору акустический узел имеет
электрический шнур с штепсельным разъемом.
Акустическая головка в кожухе крепится на демпфи-
рующих резиновых кольце и подпятнике.
К концентратору колебаний с помощью резьбы при-
соединяется вторая полуволна экспоненциальной формы,
на конце которой изготовлен необходимый хирургичес-
кий инструмент.
Охлаждение акустического узла — естественное, воз-
душное через наружную поверхность полуволны в пер-
форацию в кожухе узла. На кожухе узла сделана грани-
фовка номера узла.
Конструкция стерилизатора. Стерилизатор-контейнер
для хранения и стерилизации акустических узлов и ин-
струмента в клинических условиях и представляет собой
четырехугольную коробку из оргстекла.
Сверху стерилизатор закрывается крышкой из орг-
256
стекла, во внутренней части имеют подставки из оргстек-
ла для укладки акустических узлов и ячейки из оргстек-
ла для сменного инструмента. Стерилизатор должен
иметь второе внутреннее дно с отверстиями.
Порядок работы на установке: а) переключатель ви-
да работы «сварка», «наплавка», «резка», поставить в
одно из положений, в зависимости от вида выполняемой
работы;
б) подключить акустический узел с необходимым ин-
струментом к соответствующему разъему на задней па-
неле;
в) тумблер включения сети поставить в положение
«Вкл». (Вверх), при этом должна загореться сигнальная
лампочка;
г) вращая ручку «плавно», установить резонанс аку-
стического узла по максимальному отклонению стрелки
индикатора «МА»:,
д) во время работы резонанс акустического узла пе-
риодически поддерживать поворотом ручки «плавно»;
е) после окончания работы генератор выключить —
тумблер в положение «Выкл», переключатель рода работ
поставить в нейтральное положение;
ж) для проведения другого вида работы необходимо
сначала переставить переключатель рода работы «свар-
ка», «наплавка», «резка» в соответствующее положение,
а затем выполнить пункты б), в), г);
з) для работы в режиме АПЧ необходимо включить
кнопку АПЧ, переключатель вида работы поставить в со-
ответствующее положение, включить в сеть. Резонанс си-
стемы поддерживается автоматически. Ручку «настрой-
ка» вращать не следует. После окончания работы выпол-
нить пункт «д».
Запрещается: 1. Работать на незаземленной уста-
новке. 2. Включать вилку питающего шланга при вклю-
ченном тумблере питания генератора.
3. Работать постоянно более 5 мин во избежание пе-
регрева акустического узла.
4. Ударять, бросать акустические узлы и генератор
Установка У РСК-18С. Ультразвуковая хирургическая
установка предназначена для сверления и фрезерования
костных тканей при остеомиелите, образования туннель-
ных каналов, обработки суставных впадин и т. д. и мо-
жет применяться как в травматологии, ортопедии, так и
В других областях хирургии (рис. 124).
17 Заказ Ns 768
257
Рис. 124. Схема лабораторной установки для ультразвукового свер-
ления костных тканей УРСК-18С.
Установка состоит из вращаемого акустического узла
с комплектом сверл, фрез и ультразвукового генератора.
Техническая характеристика:
Питание от сети переменного тока частотой, Гц —50
Напряжение, в 220
Рабочая частота, кГц —26,54-7,5%
44±10%
Скорость вращения, об/мин 250—300
Габаритные размеры акустического узла, мм диаметр 50X300
Масса акустического узла, кг 1,35
Оборудование для ультразвуковой трепанации
костной ткани
На основе технологических особенностей способа был
спроектирован ряд установок для проведения опера-
ций в экспериментальной и клинической практике.
К разрабатываемым установкам были поставлены сле-
дующие медико-технические требования: удобство в ра-
боте, наличие устройства, ограничивающего глубину
внедрения трепана в костную ткань, быструю сменность
инструмента-трепана, удобства визуального наблюдения
258
за процессом трепанации, небольшая масса, а0зможность
стерилизации. имеет те
Установка для ультразвуковой трепанаш. заметим
же основные узлы, что и УЗТ-2 (см. рис. 130)‘бхо ’
что при работе ультразвуковым трепаном деталей
особая точность изготовления вращающйХ6^ ультра.
Небольшие величины биения ведут к потере зоае тре.
звуковой энергии и повышению температур^ ро^е.
панации за счет бокового трения трепана о Внедоение
ри на трение будут тем больше, чем глубок6 Р
инструмента-трепана в костную ткань. вития тре-
Температура, выделяемая вследствие р3 ании и вы.
ния, даже с учетом отвода тепла при образ03^ельной ве.
броске костной стружки может достичь значЛ крепле_
личины. Исходя из приведенных соображе00твлявтся с
ние колебательной системы установки осущр^
- о -тД О В О ГО КОН-
помощью фланца в узле смещении полуво^р
центратора ультразвуковой энергии, боонзы в
Использование подшипника скольжения сального в
паре с втулкой из закаленной стали 45 и раЛ1 обеспечи-
верхней части корпуса акустической систем1^ Поиме-
вает минимальное трение вращающихся дет3у пядиаль-
нение прокладки из вакуумной резины меЖ^-l „ ет
ным подшипником и корпусом установки ^«ческой си-
гашению возможных колебаний корпуса акус,>ласовании
стемы, которые могут возникнуть при расе0* смешений
или точечном расположении фланца в узЛе на корпус
полуволнового концентратора и передавать^ У
установки. „ ^ентом-вол-
Вращение акустической системы с инстрУ^двигателем
поводом в виде трепана производится электр0^ ВРикоеп-
постоянного тока с редуктором типа МН-4^’
ленного в конце системы. „азвукового
Передача электрической энергии от УЛЫт о ще_
генератора к вращающемуся акустическому ^1ЛЯ_ кол-
ствляется посредством системы щеткодерж3 положени-
лектор. Удобство в работе обеспечивается рвения гене-
ем в ручке акустического узла кнопки вклК? я воаше-
ратора ультразвуковых колебаний и двигав । ТРебует-
ния акустической системы от установки УЗ?'-ёской сне-
ся только предварительная настройка акуст^
темы в резонансный режим. необходи-
При операциях трепанации костей череЛ КОсть во
мо строго ограниченное внедрение трепана
17* 259
избежание травмирования вещества мозга. Для этой це-
ли служит ограничительное устройство с плавным ре-
гулированием выхода трепана. Одновременно ограничи-
тель служит упором, что облегчает выполнение процесса
трепанации, так как исключает удержание установки на
весу. Три выступа на упоре удерживают установку от
смещения по поверхности кости, смотровые окна позво-
ляют наблюдать за процессом трепанации.
Ограничительное устройство крепится на корпусе
установки при помощи подпружиненных фиксаторов, вхо-
дящих в кольцевые пазы корпуса ограничительного
устройства и смену трепана.
Для уменьшения массы установки основные ее детали
выполнены из легкого алюминиевого сплава Д16. Стери-
лизация установки с набором инструментов-трепанов
производится в боксе при наличии паров параформаль-
дегида. Установка УЗТ-1 предназначена для проведе-
ния трепанации костных тканей любых отделов челове-
ческого скелета. В компонент установки входят: механи-
зированный акустический узел, ультразвуковой генера-
тор с вставным источником постоянного тока 27 в, сте-
рилизующий контейнер.
Механизированный акустический узел состоит из:
1) корпуса, 2) акустического узла, 3) системы коллек-
тор — щеткодержатели для подвода электротока, 4) мик-
роэлектродвигателя со встроенным редуктором, 5) кно-
почный пульт управления включением ультразвука и
электродвигателя, 6) ограничительного устройства,
7) инструмента-волновода в виде трепана.
Установка спроектирована таким образом, что все
входящие в нее узлы и вращающиеся детали находятся
в закрытом виде. Это исключает поражение током уль-
тразвуковой частоты обслуживающего персонала и воз-
моное накручивание операционного стерильного материа-
ла, находящегося вблизи раны. Передача крутящего мо-
мента от электродвигателя к акустической системе осу-
ществляется через текстолитовую муфту.
Инструмент-волновод в виде трепана крепится к по-
луволновому концентратору посредством резьбового сое-
динения. Перед заменой инструмента-трепана снимается
ограничительное устройство путем поворота его корпуса
на 8—10° и последующего осевого перемещения. В корпу-
се ограничительного устройства между упором и регу-
лятором вылета инструмента-трепана помещена пружи-
260
на сжатия на усилие, не превышающее вес всей установ-
ки, которая обеспечивает удержание упора в крайнем
положении.
Работа установки. После соответствующего оператив-
ного подхода к черепной кости установка подводится к
месту предполагаемого трепанирования костной ткани.
На ограничителе устанавливается необходимый выход
инструмента-трепана путем фиксации регулятора в по-
ложении, соответствующем толщине кости, заранее опре-
деленной либо рентгеновским, либо ультразвуковым ме-
тодом.
Перемещение подпружиненного упора до полного
сжатия пружины соответствует выходу трепана при дан-
ном положении регулятора на заданную глубину трепа-
нирования. Включение ультразвуковых колебаний и од-
новременно вращения инструмента-трепана осуществля-
ется включением кнопки. При выходе трепана из ограни-
чителя на заданную величину дальнейшее углубление
трепана в кость прекращается, что гарантирует строго
определенную глубину трепанации.
Наблюдение за процессом ультразвуковой трепана-
ции производится через смотровое окно в упоре. При не-
обходимости хирург усиливает давление на инструмент-
трепан, что увеличивает температуру в зоне трепанации
и улучшает гемостатический эффект.
В электрическую схему генератора, используемого от
установки УРСК-7Н для ультразвуковой трепанации,
внесены дополнения: 1) источник постоянного тока 27 В,
2) два реле для дистанционного включения цепи задаю-
щего блока генератора, акустического узла и источника
постоянного тока 27 В.
Ндстройка установки для ультразвуковой трепанации
в резонансном режиме производится тумблерами и руч-
ками управления, расположенными на передней панели
генератора.
Акустический узел состоит из защитного кожуха, маг-
нитострикционного преобразователя, коническо-цилинд-
рического концентратора, сменного рабочего инструмен-
та-трепана, электрического кабеля. Акустический узел
крепится в кожухе, состоящего из 2 свинчивающихся час-
тей, на демпфируемых резиновых подкладках.
Охлаждение акустического узла — естественное, воз-
душное через наружную поверхность полуволнового кон-
центратора и перфорация в кожухе узла.
261
Установка для ультразвуковой трепанации
костных тканей УЗТ-2
Общий вид УЗТ-2 приведен на рис. 125.
Установка УЗТ-2 работает на частоте 22 кГц, что
привело к увеличению длины магнитостриктора, полу-
волнового концентратора и инструмента-трепана. Для
уменьшения общей длины установки электродвигатель
расположен в ручке, крутящий момент на акустический
узел передается при помощи конической шестеренчатой
пары, расположенной в зоне полуволнового концентра-
тора и на выходном валу электродвигателя. Коллектор
для подвода ультразвуковой энергии перенесен на боко-
вую поверхность корпуса акустического узла. Для ста-
билизации процесса трепанации в установке предусмот-
рены датчики нормального усилия. Они установлены на
корпусе УЗТ-2 под ручкой. Ручка присоединена к корпу-
су путем направляющих, позволяющих ей перемещение
вдоль корпуса. Ограничительное устройство снабжено
стрелкой, указывающей на глубину трепанации, и двумя
парами контактов для включения и выключения ультра-
звука и вращения трепана. На корпусе УЗТ-2 размеще-
ны три лампочки, сигнализирующие о режиме трепана-
ции и о завершении процесса.
Наложение трепанационных отверстий при помощи
УЗТ-2 производят следующим образом. Установку ставят
строго перпендикулярно к кости на упор в месте трепа-
нации и медленно нажимают на ручку. Через датчики
нормального давления усилие от ручки передается на
корпус установки и далее на упор, который втапливается
внутрь корпуса ограничительного устройства, замыкая
при этом пару контактов включения ультразвука и вра-
щения акустического узла с трепаном. Величина внедре-
ния трепана в кость будет соответствовать цифре на кор-
пусе ограничительного устройства, указанной стрелкой.
Усилие, передаваемое при нажатии на ручку, через дат-
чики нормального давления регламентируется световой
сигнализацией. Оптимальному давлению на инструмент-
трепан соответствует горение зеленой лампочки, при повы-
шенном давлении зажигается красная лампочка и гаснет
зеленая. При выборе установленной величины внедрения
трепана в кость замыкается вторая пара контактов, от-
ключается ультразвук и вращение трепана, зажигается
желтая сигнальная лампочка. Повторная работа уста-
262
1
Рис. 125. Установка УЗТ-2 для трепанации костной ткани.
новки возможна после выделения инструмента-трепана
из кости после того, как погаснет желтая лампочка.
Электрическая схема обеспечивает автоматическое вклю-
чение УЗТ-2 при контакте инструмента-трепана с костью,
поддержание оптимальной величины нормального усилия
на инструмент-трепан при помощи световой сигнализа-
ции и выключение УЗТ-2 при выборе заданной величины
внедрения трепана в кость.
Техническая характеристика УЗТ-2:
Мощность акустического узла, Вт —40
Частота рабочая, кГц —22±7,5%
Тим микроэлектродвигателя МН-400
Питание электродвигателя (постоянный ток), в —27
Скорость вращения трепана, об/мин —400
Амплитуда колебаний трепана, мкм —35±45
Диаметр трепана, мм —12
Габариты установки, мм 36X177x 53
Масса установки, кг —не более 2
СПИСОК ЛИТЕРАТУРЫ
1. Аршинов В. А., Алексеев Г. А. Резание металлов н режущий
инструмент — М., Машиностроение, 1975, 440 с.
2. Аникин Ю. М., Карианская М. М. Расчет прочности позвон-
ков— В кн.: Биомеханика. Изд. Академии наук Латвийской
ССР, Рига, 1975, с. 43—45.
3. Армарего И. Дж., Браум Р. X. Обработка металлов резанием.
Пер. с англ. Под ред. В. А. Пастухова — М., Машиностроение,
1977, 325 с.
4. Архангельский М. Е. Воздействие ультразвуковых колебаний на
процесс диффузии. УФН, 1967, № 52, вып. 2, с. 181—198.
5. Бергман Л. Ультразвук и его применение в науке и технике.
Пер с нем. Под ред. В. С. Григоирьева и А. Д. Розенберга.
Изд. 2-е. — М. Изд. иностр, лит., 1957, 726 с.
6. Бндерман В. Л. Прикладная теория механических колебаний.—
М„ Высшая школа, 1972, 416 с.
7. Будак Б. М., Самадский А. А., Тихонов А. Н. Сборник задач
по математической физике. Изд. 2-е. — М., Наука, 1972, 687 с.
8. Бутуев Г. Т. Прочность трубчатых костей. — В кн.: Труды 3-го
съезда травматологов и ортопедов Алтайского края. Барнаул,
1975, с. 12—15.
9. Веденков В. Г., Акимова А. Я., Давыдов А, Б., Лощилов В. И.
О возможном механизме взаимодействия цнанакрнлатов с кост-
ной тканью. Тр. МВТУ им. Н. Э. Баумана № 201. Ультразвук
и другие виды энергии в хирургии, 1974, вып. 2, с. 27—33.
10. Веденков В. Г., Акимова А. Я., Бухтиарова Г. Я., Деркач Г. М.,
Цысь И. Н. Разработка композиции для ультразвуковой сварки
и наплавки костных тканей на основе модифицированной кост-
ной стружки и этил-цианакрилата. Тр. МВТУ им. Н. Э. Баума-
на № 201. Ультразвук и другие виды энергии в хирургии, 1974,
вып. 2, с. 62—67.
И. Веденков В. Г., Хмарцева Л. А., Лощилов В. И. Разработка
пористого конгломерата для замещения дефектов в костных
тканях. Тр. МВТУ им. Н. Э. Баумана № 201. Ультразвук н дру-
гие виды энергии в хирургии, 1974, вып. 2, с. 8—16.
12. Вишневский А. А., Краковский Н. И., Золотаревский В. Я- Об-
ллитерирующее заболевание артерий конечностей. — М. Меди-
цина, 1972, 310 с.
13. Волков С. М., Шепелева И. С. Применение ультразвуковых ин-
струментов при ортопедических операциях. Тр. МВТУ им
Н. Э. Баумана № 165. Ультразвук в хирургии, 1973, вып. I,
с. 44—48.
264
14. Волков М. В. Опыт применения ультразвуковой резки в орто-
педии. В кн. Тр. конференции. Остеосинтез, сварка костей и
резка живых биологических тканей с помошью ультразвука.—
' М., Высшая школа, 1970, с. 8—11.
15. Волков С. М. Разработка способа ультразвуковой резки био-
логических тканей. Канд. дисс. — М. 1971, 162 с.
16. Волков С. М. К расчету инструментов для ультразвуковой рез-
ки биологических тканей. Тр. МВТУ им. Н. Э. Баумана № 165.
Ультразвук в хирургии, 1973, с. 29—35.
17. Гаврилов П. Р. О физическом механизме разрушения биологи-
ческих тканей с помощью фокусированного ультразвука.'—
Акуст. журн. 1974, т. XXI, № 20 с. 1—10.
18. Гершгал Д. А., Фридман В. М. Ультразвуковая технологическая
аппаратура. Изд. 3-е. — М. Энергия, 1976, 319 с.
19. Голиков Г. П. О медиастатомии и соединении грудины. — Хи-
рургия, 1970, № 12, с. 57—62.
20. Галямина И. П. Ультразвуковые преобразователи из феррита.—
Ультразвуковая техника, 1962, № 1, с. 10—16.
21. Громов А. П., Салтыков О. Ф. и др. Значение костно-черепко-
вой деформации в механизме экспериментирования.'—В кн.:
Биомеханика, Изд-во Академии Наук Латвийской ССР, Рига,
1975, с. 5—9.
22. Грубе А. Э. Станки и инструменты по деревообработке. — М„
Гослесбумиздат, 1949, 340 с.
23. Данилов В. И. Динамика прочности свойств межпозвоночных
дисков шейного отдела позвоночного столба человека в возра-
стном аспекте. — В кн.: Биомеханика. Изд-во Академии Наук
Латвийской ССР, Рига, 1975, с, 68—72,
24. Донской А. В., Келлер О. К. н др. Ультразвуковые электро-
технологические установки. — Л., Энергия, 1968, 276 с.
25. Жоли М. Физическая химия денатурации белков. Пер. с англ.
Т. М. Бнрштейн и И. А. Болотиной. Под ред. М. В. Вольнен-
штейна, — М., Мир, 1968, 364 с.
26. Зайдес А. Л. Структура коллагена и ее изменение при обра-
ботках.— М., Ростехиздат, 1960, 262 с.
27. Зарембо Л. К., Красильников В. А. Введение в нелинейную аку-
стику. Звуковые н ультразвуковые волны большой интенсив-
ности.— М., Наука, 1966, 519 с.
28. Зарянов Б. Н. Устройство для газовой эндартерэктомии
№ 301832 от 13.11.72 Бюллетень № 6 от 15.02.72.
29. Исаков Ю. Ф., Лощилов В. И., Клейменов В. В., Бабаев Э. П.
Первый опыт применения нового ультразвукового инстру-
мента для резки биологических тканей, Тр. МВТУ им.
Н. Э. Баумана № 165. Ультразвук в хирургии, 1973, вып. 1,
с. 57—59.
30. Кагапольцева Г. В., Дунаев В. Г. Механические и морфологи-
ческие свойства твердой мозговой оболочки, —В кн.: Биомеха-
ника, Изд-во Академии наук Латвийской ССР, Рига, 1975,
с. 9—11.
31. Капустин И. И. Резание и режущий инструмент в кожевенно-
обувном производстве. — М., Гизлегпром, 1950, 172 с.
32. Кнетс И. В. Деформирование и разрушение компактной костной
ткани человека. Докт. дисс., Рига, 1975, 370 с.
265
33. Коновалов Е. Г., Тявловский М. Д. Полимеризационный опти-
ческий метод в исследовании влияния ультразвука на напря-
женное состояние материалов. Акуст. жури., 1969, т. XV, № 1,
с. 17—23.
34. Корш А. А. Предупреждение и лечение гнойных осложнений
при открытых переломах. Ортопед., травматол., 1976, № 4,
с. 16—25.
35. Коррендясов М. А. Лечение гнойных осложнений в ортопедии.
Ортопед., травматол., 1969, № 5, с. 50—58.
36. Кремлев Н. И. Хирургические доступы к сердцу и магистраль-
ным сосудам. — М., Медицина, 1965, 145 с.
37. Крупно И. И., Ткаченко С. С. Новый способ лечения костных
переломов. Ортопед., травматол., 1965, К» 12, с. 3—10.
38. Ландау Л. Д., Лифшиц Е. М. Теория упругости. — М., Наука,
1965, 340 с.
39. Левич В. Г. Физико-химическая гидродинамика. Изд. 2-е до-
поли. — М., Физм атгиз, 1959, 699 с.
40. Лейбсон Л. Г. Сахар крови. Регуляция содержания сахара в
крови у животных и человека. — М.—Л. Изд-во Акад, наук
СССР (Ленинград, от-ние), 1962, 400 с.
41. Лосев И. П., Тростянская Е. Б. Химия синтетических полиме-
ров. Изд. 3-е. — М. Химия, 1971, 615 с.
42. Лощилов В. И., Веденное В. Г., Орлова А. А. и др. Влияние
ультразвуковых колебаний на процесс проникновения присадоч-
ного материала в костную ткань. Труды МВТУ им. Н. Э. Бау-
мана № 165. Ультразвук в хирургии, 1973, вып. 1, с. 15—21.
43. Лощилов В. И., Веденное В. Г., Макарова В. А. Влияние
ультразвука на процесс полимеризации присадочного материа-
ла при наплавке костного конгломерата. Труды МВТУ им.
Н. Э. Баумана № 165, Ультразвук в хирургии, 1973, вып. 1,
с. 21—25.
44. Лощилов В. И., Волков С. М. К вопросу о механизме ультра-
звуковой резки биологических тканей. Тр. МВТУ им. Н. Э. Бау-
мана № 165, Ультразвук в хирургии, 1973, вып. 1, с. 29—33.
45. Лощилов В. И., Волков С. М., Засыпкин В. В., Борисов В. П.
Ультразвуковая резка биологических тканей. Тр. МВТУ им.
Н. Э. Баумана № 165. Ультразвук в хирургии, 1973, вып. 1,
с. 24—29.
46. Лощилов В. И., Соколов А. И., Матвейчук И. В. Применение
крутильных колебаний в ультразвуковых инструментах. Тр.
МВТУ им. Н. Э. Баумана № 201. Ультразвук в хирургии, 1974,
вып. 2, с. 83—89.
47. Лощилов В. И. Технологические основы применения ультра-
звуковой сварки и резки биологических тканей. Докт. дисс. —
М„ 1972, 444 с.
48. Лощилов В. И. Некоторые аспекты энергетических параметров
процесса ультразвуковой сварки и резки биологических тканей.
Труды МВТУ им. Н. Э. Баумана № 165. Ультразвук в хирур-
гии, 1973, вып. 1, с. 4—11.
49. Мазуренко М. Д. Данные о площади и толщине костного мозга
груДины.— В кн.: Материалы 14-й конференции физиологов
юга РСФСР. Краснодар, 1966, с. 28—32.
50. Макарова В. А. Исследование технологических особенностей
процесса ультразвуковой сварки костных фрагментов. Канд,
дисс. М., 1973.
266
51. Макарова В. А., Леоничев В. Д. Исследование влияния глубины
проникновения этил-Б-цианакрилата на статическую проч-
ность Тр. МВТУ им. Н. Э. Баумана № 201. Ультразвук и дру-
гие виды энергии в хирургии, 1974, вып. 2, с. 23—27.
52. Мартынов В. Д., Игнатенко И. И. Влияние ультразвуковых ко-
лебаний на процесс резания. — В кн.: Применение ультразвука
в с/х машиностроении. Ростов-на-Дону: Изд-во Ростовского
университета. 1964, с. 54—61.
53. Мартынов В. Д. Механико-технологические особенности обра-
ботки отверстий с использованием ультразвуковых колебаний. —
В кн.: Материалы 4-й всесоюзной конференции. Применение
ультразвуковых колебаний в машиностроенин. Ростов-на-Дону,
с. 8—14.
54. Мастрюков В. А., Тайсинский Б. Е. Состояние и перспективы
применения ультразвука в клинической медицине. Новости ме-
дицинской техники ВИНИТИ, 1965, вып. 3, с. 40.
55. Матаушек И. Ультразвуковая техника. Пер. с нем. И. П. Га-
ляминой. Под ред. Д. С. Шрайбера. — М., Металлургнздат,
1962, 511 с.
56. Мережинский М. Ф. Клиническая биохимия (нормальные про-
цессы углеродного обмена). Минск: Госиздат БССР. Ред.
науч.-тех. лит., 1956, 218 с.
57. Мечетнер Б. X. Концентраторы — инструменты для ультразву-
ковой обработки. — М., ГОСНИТИ, 1965, 54 с.
58. Николаев Г. А. Сварные конструкции. Изд. 3-е. М., Машино-
строение, 1962, 552 с.
59. Николаев Г. А. Перспективы применения ультразвука для резки
и сварки биологических тканей. Тр. МВТУ им. Н. Э. Баумана
№ 165, вып. 1, с. 3—6.
60. Николаев Г. А. Инженерные методы в биологии. Тр. МВТУ им.
Н. Э. Баумана № 201. Ультразвук и другие виды энергии в
хирургии, 1974, вып. 2, с. 3—8.
61. Николаев Г. А., Ольшанский Н. А. Специальные методы сварки.
Изд. 2-е. — М„ Машиностроение, 1976, 232 с.
62. Николаев Г. А., Куркин С. А., Винокуров В. А. Расчет, проек-
тирование и изготовление сварных конструкций. М., Высшая
школа, 1971, 760 с.
63. Николаев Г. А., Лощилов В. И., Газарян А. С., Бабаев Э. П
Собственные напряжения в черепной костной ткани. —В кн.:
Биомеханика, изд. Акад, наук Латв. ССР, Рига, 1975, с. 29—31.
64. Николаев Г. А., Поляков В. А., Лощилов В. И., Чемянов Г. Г.
Авторское свидетельство № 295297 от 03.XI.70. Бюллетень № 8,
опубл. 10.4.71 г.
65. Носовицкая С. А. Анализ работы (опубл. 10.4.71 г.) режущих
инструментов. Медицинская промышленность СССР 1962, № 2,
с. 19—22.
66. Нцвишвили Г. А., Князев М. Д., Джанашвили М. И. Хирурги-
ческие лечения облитерирующего склероза бедренных и подко-
ленных артерий. Тбилиси, Ганатлеба, 1973, 126 с.
67. Общие вопросы ортопедии и травматологии. М., Медицина.
1965, т. 1, 625 с.
68. Общие вопросы ортопедии и травматологии. М., Медицина,
1967, т. III, 720 с.
69. Ольшанский А. А., Мордвинцева А. В. Авторское свидетельство
№ 2508228 от 22.IX.58 г. Бюллетень № 4 от 5.Ш.59 г.
267
70. Орлова А. А. Разработка и исследование технологии подготовки
биологических тканей под ультразвуковую сварку в условиях
инфицированной раны. Канд. дисс. — М., 1975, 165 с.
71. Пафафрод Г. О., Слуцкий Л. И., Крегере А. Ф., Янсон X. А.
Возрастные изменения связи между прочностью при кручении и
биологическим составом большеберцовой кости человека,—
В кн.: Биомеханика, Изд-во Акад, наук Латв. ССР, Рига,- 1975,
с. 32—43.
72. Пафафрод Г. О., Саулозис Ю. Ж., Кнетс Н. В. Эксперимен-
тальное определение модулей сдвига компактной кости. Механ.
полимеров, 1972, № 4, с. 697—705.
73. Пафафрод Г. О., Кнетс И. В., Крегере А. Ф. и др. Возрастные
аспекты прочности компактной костной ткани при кручении.—
Механ. полимеров 1975, № 3, с. 493—503.
74. Петров В. И., Лотцилов В. И., Русанов Ю. И., Гавриленко А. В.
Ультразвуковая сварка кровеносных сосудов малого диамет-
ра. Тр. МВТУ им. Н. Э. Баумана — № 201, Ультразвук и дру-
гие виды энергии в хирургии, 1974, вып. 2, с. 166—168.
75. Петровский Б. В., Петров В. И., Лощилов В. И. Ультразвуко-
вая резка и сварка биологических тканей (в торакальной хи-
рургии).— М., Изд-во I ММИ им. И. М. Сеченова, 1972, с. 63.
76. Плахотин М. В., Локтионова Л. Л., Веденков В. И. и др.
Ультразвуковая наплавка костных тканей у животного. Тр.
МВТУ им. Н. Э. Баумана № 201. Ультразвук и другие виды
энергии в хирургии, 1974, вып. 2, с. 168—176.
77. Подрушняк Е. А., Суслов Е. И. Опыт применения режущих
электрических и механических инструментов в ортопедии. — Ор-
топед., травматолог., 1967, № 1, с. 10—15.
78. Поликар А. Поверхность клетки и ее микросреда. Пер. с франц.
А. И. Карпаса. Под ред. С. Я- Залкннда. —М., Мир, 1972,
158 с.
79. Поляков В. А., Бояркина И. И. Ультразвуковая резка костей и
мягких тканей в травматологии. — В кн.: Материалы конфе-
ренции. Остеосинтез, сварка костей н резка живых биологиче-
ских тканей. М., Высшая школа, 1970, с. 24—27.
80. Поляков В. А., Николаев Г. А., Волков М. В., Петров В. И.
Ультразвуковая резка и сварка в хирургии. — В кн.: Труды
XIV Конгресса международного общества хирургов. — М..
1971, с. 125—131.
81. Поляков В. А., Николаев Г. А., Волков М. В., Лощилов В. И.,
Чемянов Г. Г., Петров В. И. Ультразвуковая сварка костей и
резка живых биологических тканей. — М., Медицина, 1972,
135 с.
82. Релей К. Теория звука. Пер. с англ. Л. Д. Розенберга, М„
Мир, 1976, т. 2, с. 365.
83. Розенберг Л. Д. Ультразвуковое резание. — М., Изд-во Акад,
наук СССР, 1962, 251 с.
84. Розенберг Л. Д. Применение ультразвука. — М., Изд-во Акад,
наук СССР, 1957, 106 с.
85. Розенберг Л. Д. Физика и техника мощного ультразвука. М.,
Наука, т. I, 379 с.
86. Селезнев С. А. Действие ударной нагрузки на разные отделы
ребра человека в пожилом возрасте. Экспер. хир., 1966, № 2,
с. 17—21.
268
87. Серебряковская К. Б. Коацерваты н протоплазма. — М., Наука,
) 1971, 126 с.
88. Сиваш К. М. Новая техника при остеосинтезе. — М., Медицина,
1979, 48 с.
89. Степанова Г. Г. Облитерирующий атеросклероз. Ужгород. Мин.
высш, и сред. спец, образ. УССР (Ужгородский гос. ун-т), 1969,
174 с.
90. Суетина В. А. Механическая прочность на удар лобной части
новорожденного. — В кн.: Биомеханика, Изд-во Акад, наук
Латв. ССР, Рига, 1975, с. 26—29.
91. Тарушкин О. В., Кудрин Б. И. и др. Метод измерения функцио-
нальной нагрузки на нижние конечности. — В кн.: Биомеханика.
Изд-во Акад, наук Латв. ССР, Рига, 1975, с. 411—414.
92. Теумин И. И. Ультразвуковые колебательные системы. М.,
Машгиз, 1959, 331 с.
93. Тихонов А. Н., Самарский А. А. Уравнение математической
физики. Изд. 5-е. — М, Наука, 1977, 735 с.
94. Ткаченко С. С., Холопов Ю. В. и др. Некоторые возможности
применения ультразвука в хирургии, Тр. МВТУ им. Н. Э. Бау-
мана № 201. Ультразвук и другие виды энергии в хирургии,
1974, с. 148—151.
95. Физические основы промышленного использования ультразву-
ка.— В кн.: Материалы семинара 18—20 мая. Ленинград, дом.
науч. тех. пропаганды. Под ред. О. К. Келлера, 1970, ч. I.
79 с.
96. Фридман Л. Я. Ортопедия. — Л., Медицина, 1967, 310 с.
97. Чаплинский В. В., Лощилов В. И., Веденков В. Г. и др. О по-
казаниях и технике применения ультразвукового остеосинтеза
и наплавки в травматологии и ортопедии. Тр. МВТУ им.
Н. Э. Баумана № 201. Ультразвук и другие виды энергии в
хирургии, 1974, вып. 2, с. 125—134.
98. Цысь И. Н. Разработка технологии и исследование процесса
ультразвуковой наплавки костных тканей с применением кап-
сулированного наполнителя. Канд. дисс. М, 1976, 147 с.
99 Чернышева Е. А. Разработка технологии и исследование про-
цесса ультразвуковой наплавки костной ткани с применением
быстровымывающегося вещества. Канд. дисс. 1978 г.
100. Шепелева И. С., Ходжаев О. Р., Бочкова О. С., Уткина Т. Б.
Изменение минерального обмена уг растущих животных с внут-
ренними переломами при применении ультразвукового остеосин-
теза. Тр. МВТУ им. Н. Э. Баумана К» 201. Ультразвук и дру-
гие виды энергии в хирургии, 1974, вып. 2, с. 134—137.
101. Шлихтинг Г. Теория пограничного слоя. Пер. с нем. Г. А. Воль-
перта. Под ред. В. С. Авдуевского и В. Я. Лихушина. — М.,
Изд-во иностр, лит., с. 528.
102. Эйснер Э. Расчет резонансных колебательных систем. Физиче-
ская акустика. Пер. с англ. Л. Д. Розенберга. — Под ред.
Л. Д. Розенберга — М., Мир, т. 1, 592 с.
103. Эльпинер И. Е. Биофизика ультразвука. — М., Наука, 1973,
384 с.
104. Эльпинер И. Е. Ультразвук, физико-химическое и биологическое
действие. — М., Физматиздат, 1963, 420 с.
105. Эльпинер И. Е. Ультразвук в биологии. М., Наука, 1960, 143 с.
106. Юхин Л. С. Устройство для внутрисосудистых операций. Ав-
269
торское свид. 495267 от 26 авг. 1975 г. Бюллетень № 15 от
27.12.1975 г.
107. Eckart С. Vortiees and Streams Conced By Sound Wawes. Phys.
Rev., 1948, T. VII, N 10, p. 45—61.
108. Fogarty T. J. The Ballon Cateter in Vascular Surgery. Rev. Surg.,
1967, N 9, p. 24-32. ё
109. Lehmann. Strahlen Terapic, 1950, N 83, p. 311.
110. Nyborg W. Z. Acoustic Streaming. Phys. Acousts., 1965, N 2,
p. 144—158.
111. Redtenbacher M., Korobath H., Walder J. Endarterectomic mit
Ultrashall Acta Chirurgica. Austria, 1974, N 5, p. 5—12.
112. Spengler G. Vom Wazen und Nutren des Ultrasalles Radio und
Fernschen, 1956, N 5, p. 32—36.
113. Thompson W. L. J. of Pharmacology and Experimental Therapa-
penties, 1962, T. 13, 1, N 10, p. 25—36.
ОГЛАВЛЕНИЕ
Предисловие ................................................. 3
Глава 1. Краткий обзор и состояние вопроса. Г. А. Ни-
колаев ... . . 5
Глава 2. Физико-механические свойства костных тканей.
Г. А. Николаев............................................. 12
Глава 3. Собственные напряжения в биологических тканях.
Г. А. Николаев............................................. 30
Глава 4. Общие понятия об ультразвуковых колебаниях,
ультразвуковых колебательных системах, преобразователях и
их инженерные расчеты. В. И. Лощилов.........................42
Глава 5. Соединения костных тканей ультразвуком.
Г. А. Николаев .... .................58
Глава 6. Замещение дефектов в костных тканях наплавлен-
ным костным конгломератом. В. Г. Веденков, Ш. А. Хмарцева 88
Глава 7. Разработка композиций для замещения костных
дефектов направленным костным конгломератом с сохранени-
ем биологической активности костного наполнителя. В. Г. Ве-
денков. И. Н. Цысь .... . . 108
Глава 8. Восстановление костных тканей методом ультра-
звуковой наплавки костного конгломерата, содержащего быст-
рорастворимое вещество. В. Г. Веденков, Е. А. Чернышева . 120
Глава 9. Разработка и исследование технологии ультразву-
ковой сварки мягких биологических тканей. В. И. Лощилов. 135
Глава 10. Способ рассечения костной ткани ультразвуко-
выми инструментами. Г. А. Николаев, С. М. Волков . . 155
Глава 11. Ультразвуковое сверление костной ткани
В. И. Лощилов .....................167
Глава 12. Ультразвуковая трепанация костной ткани
В. И. Лощилов..................................... ...... 180
Глава 13. Способ рассечения ультразвуком мягких биоло-
гических тканей. Г. А. Николаев, В. И. Борисов .... 185
Глава 14. Технология ультразвуковой резки комбинирован-
ных биоматериалов. Г. А. Николаев, В. В. Засыпкин . . . 198
271
Глава 15. Способ ультразвуковой эндартерэктомии.
В. И. Лощилов..............................................210
Глава 16. Метод ультразвуковой обработки биологических
тканей с помощью различных лекарственных веществ,
В. И. Лощилов............................................ 222
Глава 17. Основы проектирования оборудования для ульт-
развуковой хирургии и характеристики имеющегося оборудо-
вания. В. И. Лощилов.......................................244
Список литературы . 264
ИБ № 1620
Георгий Александрович Николаев
Владимир Иванович Лощилов
УЛЬТРАЗВУКОВАЯ ТЕХНОЛОГИЯ В ХИРУРГИИ
Редактор Ю. А. Топоров
Художественный редактор О. С. Шанецкий
Переплет художника А. Пастухова
Технический редактор Т. А. Калинина
Корректор Т. Г. Засыпкина
Сдано в набор 23.07.80. Подписано к печати 26.11.80. Т-18865 Формат
бумаги 84X108’/s2. Бум. тип. № 2. Литерат. гарн. Печать высокая.
Усл. печ. л. 14.28. Уч.-изд. л. 14,0. Тираж 2800 экз. Заказ 768.
Цена 2 р. 80 к.
Ордена Трудового Красного Знамени издательство «Медицина»,
Москва, Петровернгский пер., 6/8
Московская типография № 11 Союзполнграфпрома при Государственном
комитете СССР по делам издательств, полиграфии н книжной торговли.
Москва, 113105, Нагатинская ул., д. 1.