Содержание к диссертации
Введение
Глава 1. Анализ существующего положения производства протезов кровеносных сосудов 5
1.1. Номенклатура, свойства и технология производства пористых протезов кровеносных сосудов 9
1.2. Медико-технические требования к новым видам протезов кровеносных сосудов 13
1.3. Выводы и постановка задачи 23
Глава 2. Теоретическая разработка технологии изготовления однопроцессным способом цельновязаных многока нальных протезов кровеносных сосудов
2.1. Теоретический анализ оптимальных соотношений диа метров многоканальных протезов кровеносных сосудов 25
2.2. Выбор технологии производства многоканальных протезов кровеносных сосудов 31
2.3. Разработка способов выработки цельновязаных многоканальных протезов кровеносных сосудов 35
2.4. Исследование проницаемости стенок вязаных протезов кровеносных сосудов 47
2.5. Исследование взаимосвязи параметров гофрировки с диаметром и толщиной стенки протеза кровеносного сосуда 56
Выводы 60
Глава 3. Выбор сырья для изготовления цельновязаных много канальных протезов кровеносных сосудов
3.1. Основные свойства нитей, используемых в изделиях для аллопластики 62
3.2. Исследование свойств полиэфирных нитей, обусловливающих качество вязаных протезов кровеносных сосудов 67
Выводы 76
Глава 4. Создание двухфонтурной плосковязальной машины для выработки многоканальных протезов кровеносных сосудов
4.1. Выявление параметров петлеобразования обусловливающих на плосковязальной машине получение минимальной длины петли в трикотаже 77
4.2. Выбор класса и разработка конструкции игольниц двухфонтурной плосковязальной машины для выработки многоканальных протезов кровеносных сосудов 82
4.3. Расчет углов и профилей замочных клиньев петле-образующей системы двухфонтурной плосковязальной машины высокого класса 92
4.4. Проектирование петлеобразующей системы .двухфонтурной плосковязальной машины высокого класса 99
4.5. Создание устройства для прокладывания нитей на иглы двухфонтурной плосковязальной машины высокого класса 103
Выводы 111
Глава 5. Разработка технологии отделочных операций много канальных протезов кровеносных сосудов
5.1. Анализ процессов существующей технологии отделки вязаных протезов кровеносных сосудов 113
5.2. Выбор способов улучшающих промывку протезов кровеносных сосудов 117
5.3. Разработка способа и оборудования для удаления ворса с поверхности стенок протезов
кровеносных сосудов 120
5.4. Усовершенствованная технология отделки и контроль качества протезов кровеносных сосудов 126
5.4.1. Методика определения высоты петельного ворса на поверхности стенок протезов кровеносных сосудов 128
Выводы 132
Глава 6. Экспериментальная проверка произведенных разработок
6.1. Проведение технологического эксперимента 134
6.2. Методика и пример определения заправочных характеристик вязальной машины по функциональным параметрам многоканальных протезов кровеносных сосудов 148
Выводы 155
7. Выводы по работе 157
Литература 159
Приложения 169
- Медико-технические требования к новым видам протезов кровеносных сосудов
- Выбор технологии производства многоканальных протезов кровеносных сосудов
- Исследование свойств полиэфирных нитей, обусловливающих качество вязаных протезов кровеносных сосудов
- Выбор класса и разработка конструкции игольниц двухфонтурной плосковязальной машины для выработки многоканальных протезов кровеносных сосудов
Введение к работе
Забота об охране здоровья трудящихся постоянно находится в центре внимания Коммунистической партии Советского Союза и Советского Правительства.
ХХУІ съезд КПСС, приняв программу экономического и социального развития СССР на 1981-1985 и на период до 1990 года [i] , определил в качестве одной из главных задач одиннадцатой пятилетки дальнейшее улучшение здравоохранения и развитие научных исследований по важнейшим проблемам медицины. В программе КПСС сказано: "В области естественных и технических наук сосредоточить усилия на решении следующих проблем: м... разработка новых лекарственных средств, препаратов и медицинского оборудования. Улучшить структуру выпускаемых текстильных материалов, увеличить в этих целях долю трикотажных изделий... Улучшить обеспечение учреждений здравоохранения лекарственными средствами, инструментами, медицинской техникой, оборудованием и инвентарем ... Предусмотреть создание и освоение производства высокоэффективных лекарственных средств для лечения сердечно-сосудистых заболеваний".
Создание изделий медицинского назначения и в том числе таких сложных, как сосудистые протезы, является комплексной проблемой, для решения которой необходимо использовать достижения в различных областях науки и техники: медицины, химии, материаловедении, машиностроении, технологии и других.
Сосудистые протезы применяются при хирургическом лечении различных заболеваний, связанных с пониженной проходимостью крови в магистральных сосудах: закупоркой, расширением или сужением артерий и вен, при дефектах кровеносных сосудов в результате ранений и травм, при онкологических операциях и во многих других случаях.
Многочисленными экспериментами и научно-исследовательскими работами, проведенными как у нас в стране, так и за рубежом, установлено, что наиболее перспективными являются пористые синтетические протезы [19; 26; 28; 41; 48; 54; 57; 62; 74; 102] .
Первые образцы пористых синтетических протезов кровеносных сосудов были изготовлены из промышленных образцов тканей путем сваривания или сшивания ее в трубки с требуемыми длиной и диаметрами (Е.Н.Мешалкин, Н.А.Медведев). Затем в 1955 г. были сделаны первые образцы плетеных сосудистых протезов из найлона. Позднее промышленным способом стали производиться тканые и вязаные бесшовные трубки. В СССР в 1955 г. на нескольких предприятиях легкой промышленности была разработана технология производства текстильных протезов кровеносных сосудов из синтетических нитей. Первая группа по изготовлению протезов кровеносных сосудов была организована на одном из ленинградских предприятий по инициативе профессора А.Н.Филатова.
В настоящее время у нас в стране производятся три вида текстильных синтетических протезов кровеносных сосудов: тканые, плетеные, вязаные. Эти протезы кровеносных сосудов выполняются в виде трубок, имеющих множество поперечных складок - гофр, которые помимо придания протезам радиальной жесткости, осевой упругости и продольной эластичности, способствуют удерживанию свернувшейся крови на его гладких стенках.
Хотя применение этих видов протезов в клинической практике проходит довольно успешно, накопленный опыт хирургического лечения различных заболеваний показывает, что они обладают и целым рядом недостатков.
Во-первых, номенклатура выпускаемых протезов кровеносных сосудов не удовлетворяет потребностям медицины, так как по своим функциональным свойствам они могут быть использованы только при
реконструктивном лечении крупных артерий [44; 48; 78; 79; 80; 81; 82] .
Во-вторых, гладкие и очень плотные стенки тканых протезов кровеносных сосудов обусловливают длительный период их вживления и неудовлетворительное качество неоинтимы, выстилающей внутренний канал протеза. Из-за ее непрочного прикрепления к стенке протеза, она отслаивается, что ведет к тромбообразованию [l0; 20; 41; 74; 108] .
В-третьих, геометрическая форма разветвляющихся протезов не соответствует требованиям гемодинамики, что инициирует разрушение форменных элементов крови и возникновение тромбов (9; 12; 21; 49; 100; IOl] .
В-четвертых, технология отделки протезов не обеспечивает высокого качества их очистки от посторонних примесей, которые вызывают нежелательные реакции организма [35; 54; 58] .
Исследованиями нзаимодействия крови с синтетическим протезом кровеносного сосуда установлено, что для сохранения благоприятных условий кровотока в месте реконструктивной пластики сосуда, отношение суммы диаметров ответвлений протеза к диаметру его основного ствола должно быть не меньше, чем 1,41. При этом наиболее предпочтительными являются протезы кровеносных сосудов с петельной структурой стенки, выработанные одним из трикотажных способов, так как рельефная структура стенок вязаных протезов способствует более прочному прикреплению неоинтимы, а более высокая проницаемость ускоряет их вживление f 10; 19; 44; 8l].
Создание функционально полноценных отечественных разветвляющихся протезов кровеносных сосудов имеет важное государственное значение как в плане борьбы за сохранение здоровья и продления жизни человека, так и в укреплении оборонной способности нашей страны.
Целью данной работы является создание технологии и оборудования для производства вязаных разветвляющихся протезов кровеносных сосудов из отечественных синтетических нитей на отечественном оборудовании.
Для решения поставленной задачи данная работа включала следующие этапы: изучение опыта изготовления и применения синтетических протезов кровеносных сосудов; изучение медицинских требований, предъявляемых к сосудистым протезам; теоретические исследования параметров протезов, обеспечивающих их полноценное функционирование; разработку способов выработки разветвляющихся протезов кровеносных сосудов; разработку и создание вязального и отделочного оборудования, а также технологической оснастки, с целью осуществления разработанных способов выработки; экспериментальную проверку результатов исследований и изготовление партий протезов.
Работа проводилась в отделе текстильных изделий медицинского назначения Всесоюзного научно-исследовательского института текстильно-галантерейной промышленности, на кафедре трикотажного производства Ленинградского Ордена Трудового Красного Знамени института текстильной и легкой промышленности им, С.М.Кирова, кафедре факультетской хирургии лечебного факультета 2-го Московского Ордена Ленина медицинского института им, Н.И .Пирогова, Опытно-технической фабрике ВНИИТШ.
Автор приносит глубокую благодарность своему научному руководителю д.т.н., проф. В.МДазаренко, научному консультанту д.т.н. В.Н.Филатову; сотрудникам ВНИИТШ: к.м.н. В.ВЛСасьянен-ко, к.х.н. Л.Г.Власову, к.т.н. В.М.Смиряову, к.т.н. А.ВЛСовар-скому, иен. В.Ю.Джермакяну; сотрудникам 2-го МОЯНИ: действ, члену АМН СССР проф. В.С.Савельеву, д.м.я. И.В.Ступину и сотрудникам ОТФ ВНИИТШ.
Медико-технические требования к новым видам протезов кровеносных сосудов
Приспособляемость живого организма к внешним воздействиям, в частности, способность отдельных органов к восстановлению при ранениях и травмах общеизвестна. Вместе с тем, очень часто организм бывает не в состоянии самостоятельно справиться с заживлением и восстановлением и нуждается в медицинском вмешательстве. Методические возможности такой помощи в настоящее время очень многообразны, что обусловлено развитием восстановительной хирургии и все распространяющимся кругом полимерных материалов и изделий из них, вошедших в повседневную клиническую
практику. Невозможно переоценить роль полимеров в создании искусственных органов человеческого тела. Уже накоплен достаточно обширный опыт применения полимеров, который обеспечил нормальное функционирование внутренних органов многих пациентов и позволил сохранить жизнь большому числу людей. Однако надо учесть, что до настоящего времени медики были вынуждены пользоваться подручными материалами, подбирая их методом проб и ошибок.
В восстановительной хирургии реализация функциональных возможностей изделий из полимеров происходит при их длительном взаимодействии с живым организмом. И здесь возникает исключительная по сложности проблема совместимости или точнее биосовместимости.
Общеизвестно, что организм резко отрицательно реагирует на контакт с инородным телом, и если последнее введено внутрь организма, он стремится выделить, отторгнуть его. Когда чужеродное вещество имплантируется в ткань живого организма, последний генерирует на этом участке тонкую волокнистую пленку - оболочку, которая окутывает инородное тело, т.е. инкапсулирует его.
Живая материя ставит крайне жесткие условия для контактирующего с нею синтетического материала, т.к. вещества, которое было бы совершенно инертно к живому организму, в настоящее время, как известно, нет. Иначе говоря, какова бы ни была природа вещества, в каком бы количестве оно не использовалось, рано или поздно, локально или по всему организму, оно неизбежно вызовет биологическую реакцию. Отсюда подход к биосовместимости прежде всего предполагает уточнение того, в каком качестве, где и каким способом должно быть использовано конкретное изделие.
Учитывая, что целью данной работы является производство и анализ свойств многоканальных протезов кровеносных сосудов необходимо рассматривать общие положения биосовместимости, конкретизируя их в аспекте вопросов гемосовместимости. Важнейший из них состоит в том, чтобы создать изделие, которое при соприкосновении с кровью не вызывало бы тромбообразования. Однако теперь уже стало ясно, что в большей или меньшей степени коагулирующее воздействие будет иметь место в любом случае и полной коагуляционной нейтральности полимеров добиться не удается [54].
Известно, что при выделении крови из живого организма или при попадании инородного тела в кровеносный сосуд происходит коагуляция крови и образование тромбов представляет собой проявление естественного адаптационного процесса биологического регулирования, которое направлено на то, чтобы избежать критической кровопотери. Ведь кровь составляет всего 6-8$ общей мас- сы человека. Процесс свертывания крови характеризуется исключительной последовательностью и целенаправленностью, и если его инициирование произошло, то все реакции необратимо пройдут до конца и завершатся образованием тромба. Но так как подобное, ни чем не лимитируемое развитие процесса чревато различными отрицательными последствиями, живой организм имеет естественные защитные реакции, регулирующие этот процесс. Одним из средств защитной реакции организма является группа веществ, называемая системой растворения фибрина, которая состоит из ферментов, хорошо адсорбируемых нерастворимым фибрином и обладающих способностью разлагать образующуюся фибриновую сетку [58] .
Другим механизмом биорегулирования коагуляции крови является выделение веществ, предотвращающих или сдерживающих активацию ферментов, соответствующих той или иной стадии процесса свертывания крови [58] Таким образом, можно сделать вывод, что кровь в живом организме сохраняет подвижность не из-за того, что она не коагулируется, а в результате того, что между свертыванием и растворением фибрина поддерживается постоянное динамическое равновесие. На практике протезы кровеносных сосудов, имплантированные в кровеносное русло, вступают в контакт с непрерывно циркулирующей кровью. Поэтому если рассматривать элементарные акты процесса тромбообразования на поверхности имплантата, включенного в кровоток, то необходимо учитывать динамическое влияние потока крови [101] Характерной особенностью молекул белка является то, что их конформация меняется даже при незначительных энергетических затратах. Поэтому, когда на некоторых участках кровотока белок подвергается тангенциальной нагрузке, она оказывается достаточной для того, чтобы вызвать его денатурацию и деградацию. Так, приложение незначительного срезающего усилия вызывает разрушение тромбоцитов, освобождение активных веществ и сопровождается слипанием тромбоцитов и образованием их агрегаций. Это объясняет тот факт, что на участках, где возможны неравномерность и остановка потока крови, или там, где этот поток приобретает турбулентность, возникает процесс тромбообразова-ния [14; 49] . Из сказанного выше можно сформулировать две важнейшие задачи, решение которых позволит создать протез кровеносного сосуда, удовлетворяющий требованиям гемосовместимости: - придание тромборезистентных свойств стенкам протеза; - организация физиологичного кровотока в русле протеза. Существующие методики придания стенкам протезов тромборе зистентных свойств можно классифицировать следующим образом: - ослабление взаимодействия стенки протеза кровеносного сосуда с составляющими крови; - применение веществ, препятствующих образованию тромбов; - использование возможностей самого организма. Анализ способов ослабления взаимодействия трансплантатов с белком крови выявляет две методики подхода к этому вопросу. Первая методика ориентируется на такие параметры полимеров, как поверхностное смачивание, поверхностное натяжение, свободная поверхностная энергия, оцениваемые по углу смачивания [Ю; 2б] . В качестве объектов исследования в этих методиках рассматриваются гидрофобные полимеры. Так, например, в [105] кремнийорганическоЕ резиновое покрытие текстильных протезов используется для получения их герметичности и придания атромбо-генности. Однако, хотя между временем свертывания крови на поверхности гидрофобных полимеров и их характеристик смачиваемости обнаружена отчетливая корреляция, классифицировать и определять все детали и тонкости взаимодействия крови с синтетическим ма териалом, основываясь только на свободной поверхности энергии полимера, неправильно. Известна гипотеза, выдвинутая в 1965 г. Sawauez RN. которая сводится к тому, что на внутренней поверхности стенок кровеносных сосудов имеется тонкий слой с отрицательным электрическим зарядом, достигающий 10 15 мВ (дзета-потенциал). Таким образом, интима кровеносных сосудов и отрицательно заряженные эритроциты и тромбоциты взаимно отталкиваются и, следовательно, препятствует протеканию адгезии. Б работе [95] предлагается протез, содержащий электропроводные нити для снятия потенциала и подачи напряжения, предназначенный для изучения электрических явлений, происходящих в кровеносной системе. Исследования Ъчиск 5.J). позволили ему сделать вывод, что уровень дзета-потенциала свидетельствует об отрицательной заряженности поверхности почти всех полимеров, однако взаимная корреляция этого параметра со смачиваемостью очень невелика.
Выбор технологии производства многоканальных протезов кровеносных сосудов
В настоящее время наиболее широкое распространение во всем мире получили три способа изготовления протезов кровеносных сосудов из синтетических нитей - это: плетельный, ткацкий и вязаль ный. Плетеные протезы кровеносных сосудов изготавливаются на од-нокольцевой шнуроплетельной машине однорядным переплетением, в раппорте которого каждая нить перекрывается одной нитью и сама покрывает одну нить. Однорядное переплетение дает наибольшее число перекрытий на единице площади поверхности по сравнению с другими видами плетения при прочих равных условиях, что необходимо для получения протеза с минимальной проницаемостью стенок. Характерной особенностью плетеной структуры является диагональное расположение нитей. Для выработки разветвляющихся (бифуркационных) протезов кровеносных сосудов в 1955 году была создана плетельная машина, которая имела плиту с двумя дополнительными дорожками для раздельного движения веретен. В технологическом цикле плетения веретена сначала двигались двумя группами по двум различным дорожкам, вырабатывая ответвления протеза, а затем переключались на движение по одной общей дорожке, осуществляя выработку основного ствола (магистральной части). Однако плетеные протезы кровеносных сосудов обладают целым рядом существенных недостатков, которые обусловлены структурой их стенок. Так, например, под действием артериального давления кро ви они с течением времени сильно удлиняются, существенно уменьшая при этом свой диаметр. Кромки срезов плетеных протезов кровеносных сосудов легко распускаются и разлохмачиваются, что приводит к необходимости производить их дополнительную обработку (склеивание, оплавление) непосредственно в процессе проведения хирургической операции[48] .
Большая толщина стенки при высокой плотности плетения в значительной степени осложняет наложение хирургического шва и ухудшает условия прорастания стенок протеза тканями организма. Поэтому плетеные разветвляющиеся протезы не получили широкого распространения в хирургической практике и в настоящее время не производятся [21]. Тканые протезы кровеносных сосудов изготавливаются полотняным переплетением, которое характеризуется взаимным перекрытием основных и уточных нитей в шахматном порядке. Технология ткачества дает возможность вырабатывать разветвляющиеся протезы. При этом из-за постоянного числа нитей в основе, отношение радиуса каждого ответвления к радиусу основного ствола равно 0,5 . Для изготовления тканых разветвляющихся протезов используются модернизированные лентоткацкие станки, на которых они вырабатываются в виде непрерывной ленты. Получение ответвлений осуществляется за счет поочередной прокидки двух уточных нитей[40]. В месте соединения ответвлений с магистральным Каналом вследствие некоторой раздвижки основных нитей, образуется небольшие отверстие, которое закрывается последующей штопкой [lOO] .
Тканые протезы требуют очень аккуратного обращения в процессе проведения хирургических операций, так как их срезы (особенно косые) легко осыпаются. Для уменьшения осыпаемости тканые протезы приходится вырабатывать с очень большой плотностью по основе. С целью повышения надежности хирургического шва, срезы протезов оплавляют, при этом надежность соединения протеза с естественным сосудом обычно достигается, когда шов отстоит лт кромки вреза не менее чем 1,5 2,0 мм. К недостаткам тканых протезов кровеносных сосудов относят излишнюю ригидрость (жесткость) их стенок, которая обусловливается полотняным переплетением. Высокая их плотность препятствует прорастанию соединительной ткани организма, замедляя процесс вживления, и обусловливает возможность отслаивания эн-дотелиального слоя в отдаленном послеоперационном периоде. Недостаточная величина отношения радиусов ответвлений к радиусу магистральной части вызывает нарушение потока крови в области протеза [49]. Указанные недостатки ограничивают область применения тканых протезов кровеносных сосудов крупными магистральными артериями. Наиболее широкое применение в хирургическом лечении артерий крупного и среднего калибров, а в некоторых случаях даже вен, получили вязаные протезы кровеносных сосудов. Это объясняется тем, что петельная структура их стенок позволила избавиться от недостатков, присущих плетеным и тканым протезам fl9;8l]. Вязальные способы производства протезов кровеносных сосудов, в зависимости от вида используемого для их выработки оборудования, делятся на три технологии: кругловязальную, осново-вязальную и плосковязальную. Кругловязальная технология позволяет, используя сравнительно дешевое оборудование, изготавливать на базе переплетения ку-лирная гладь, протезы кровеносных сосудов, имеющие более элас тичную, чем у тканых, неосыпающуюся на срезах и нераспускаю-щуюся стенку. Большая проницаемость стенок, выработанных переплетением кулирная гладь, способствует быстрой организации и хорошей васкуляризации эндотелиального слоя протезов, что обеспечивает их длительное функционирование в живом организме [17; 18; 19; 20; 74]. Однако конструктивные особенности кругловязального оборудования не позволяют вырабатывать изделия, имеющие форму, отличную от цилиндрической. Основовязальная технология выработки протезов кровеносных сосудов позволяет получать разветвляющиеся изделия. Готовые изделия имеют эластичную, неосыпающуюся на срезах и достаточно проницаемую стенку. Вязание протезов, как правило, производится на двухфоятурной рашель-машине переплетениями трико-трико или трико-сукно [ПО]. Однако, также как в ткачестве и плетении, основовязальное оборудование не позволяет вырабатывать разветвляющиеся протезы с требуемым соотношением радиусов без изменения толщины стенок. Это объясняется постоянным числом нитей, участвующих в формировании всего изделия. Способом, дающим возможность получать вязаные изделия сложной геометрической формы, является выработка их на плоко-вязальной машине. Конструкция плосковязальной машины позволяет изменять-! ширину изделия за счет сбавки и прибавки петель путем включения и выключения игл [12; 23; 60; 73; 115].
Исследование свойств полиэфирных нитей, обусловливающих качество вязаных протезов кровеносных сосудов
Выше уже отмечалось, что большинство синтетических нитей, выпускаемых промышленностью, содержит различные стабилизаторы и пластификаторы, являющиеся -производными низкомолекулярных соединений. Эти производные, вследствие своей растворимости в хлоридах, являются токсичными и не рекомендуются для введения в организм. Проблемы токсичности и тромбогенности нитей, применяемых для изготовления эндопротезов, возникают также в результате загрязнения полимера промышленного производства исходными мономерами и их "обломками", если сам полимер нетоксичен [54].
Целью данного исследования является разработка способа производства на применяемом для этого оборудовании вязаных протезов кровеносных сосудов с повышенной степенью очистки от различных низкомолекулярных примесей и загрязнений с одновременным улучшением других функциональных свойств, без использования специальных видов нитей.
Известно, что первичная кристаллизация полимера в волокне при формовании связана с образованием кристаллитов со складчатой структурой макромолекул, при этом включения посторонних веществ обусловливают несовершенства возникшей кристаллической решетки и образование значительной доли аморфизированного полимера, что вызывает такое состояние кристаллического образования, при котором наблюдаются нарушения в размещении узлов кристаллической решетки [61; 68].
При ориентационной вытяжке синтетических нитей в процессе формирования или на последующих стадиях происходит преобразование складчатых кристаллов в кристаллы с вытянутыми цепями. Быстрое проведение процесса охлаждения после вытяжки, а также высокое напряжение нити при вытягивании обусловливают сохранение в ней остаточных внутренних напряжений, причем релаксация этих напряжений протекает достаточно долго. Снижение времени релаксации и снятие внутренних напряжений осулэствляется одним из двух способов: прогревом волокна до температуры, близкой к температуре вытяжки, или путем временной пластификации полимера растворителем. При этом одновременно завершаемая процесс кристаллизации, сопровождающийся некоторой усадкой нитей за счет перехода полимера в кристаллическую форму со складчатыми цепями [ 68 ].
Сказанное позволяет предположить, что при изготовлении вязаных протезов кровеносных сосудов из нитей, прошедших стадию формирования и нефиксированных после ориентационной вытяжки, \а последующей их очисткой и термофикаацией в изделии, основные структурные изменения в полимере, обусловленные обработкой, будут происходить в незафиксированной, более неравновесной и подвижной надмолекулярной структуре, что должно облегчить протекание технологических процессов, необходимых для получения их хороших функциональных свойств.
Для проверки выдвинутой гипотезы, известным способом производства вязаных протезов кровеносных сосудов, при котором на одноцилиндровых вязальных машинах вырабатываются трубчатые заготовки из синтетической полиэфирной нити лавсан линейной плотности 5 текс (ТУ6-06-487-75), но не прошедшей стадии фиксации, была изготовлена трубчатая заготовка протеза.
С целью получения сравнительных данных аналогичные заготовки были выработаны: из нитей лавсан линейной плотности 5 текс (ТУ-6-487-75), прошедших стадию термофиксации, выпускаемых в СССР серийно; из нитей терилен линейной плотности 6 текс (СТП2-76), закупаемых по импорту.
Контроль чистоты изделий проводился в отделе текстильных изделий медицинского назначения ВНИИТГП методами инфракрасной спектроскопии. Анализ полученных спектрограмм исходных синтетических нитей (рис. 3.1) показывает, что они имеют одинаковые спектры поглощения, различающиеся интенсивностью по С=0 и С-О-С группам в области ароматики. При этом наибольшая интенсивность полос поглощения у образцов нитей терилен - линия I, а наименьшая у лавсановых нитей непрошедших стадию термофиксации - линия 2 (спект ры вязаных заготовок идентичны спектрам нитей).
Очистка вязаных заготовок производилась в соответствии с действующим на экспериментальном производстве медицинских изделий Ленинградского трикотажного объединения "Красное знамя" технологическим режимом производства протезов кровеносных сосудов (,ТУ І7-РСФСР64-5356-77), который включает в себя проведение следующих операций: замачивание в теплой воде температурой 30 -35С продолжительностью 5 минут; стирка в растворе хозяйственного мыла; промывка в проточной воде продолжительностью 30 минут; обработка в растворе щавелевой кислоты концентрацией 20 г на I литр воды при температуре ванны 50С; полоскание в дистиллированной воде - 60 минут; отбеливание в перекиси водорода; полоскание в дистиллированной воде и высушивание в вытяжном шкаф/.
Спектры поглощения очищенных заготовок Срис. 3.2) показывают уменьшение интенсивности поглощения в области волновых чисел 700-900 см у заготовки из яетермофыксированного лавсана (линия 2), что свидетельствует о некотором вымывании мономеров. При этом спектр поглощения у заготовок из серийного лавсана не меняется слиния 3). С целью получения равномерной гофрированной поверхности протезов кровеносных сосудов их заготовки были подвергнуты предварительной стабилизации, снимающей неравновесные напряжения в петельной структуре стенок [47].
Выбор класса и разработка конструкции игольниц двухфонтурной плосковязальной машины для выработки многоканальных протезов кровеносных сосудов
Неравенство (4.24) показывает, что сила натяжения протяжки,соединяющей петли намного меньше силы, необходимой для перетяжки нити. Это позволяет принять угол подъема игл на заключение, равным 50 . Известно, что при вязании кулирной глади на двухфонтур1-ных плосковязальных машинах наибольшее влияние на дайну нити в петле оказывают глубина купирования [S6; 1Ы] и натяжение нити на кулирующей игле [42]. Причем при провязывании петель на нити появляется ряд перегибов, огибающих зубья отбойного гребня и крючки игл, по которым эта нить протягивается. Эти перегибы характеризуются соответствующими углами охвата 0 [92]. По А.П. Минакову, если начальное натяжение і , то максимальное натяжение на кулирующей игле Т =t Є , где для нити, огибающей цилиндрические поверхности, что имеет место на вязальных машинах, коэффициент 1С может быть выражен как где / - коэффициент трения нити о крючки игл и зубья отбойного гребня, а /г - коэффициент трения нити о нить при огибании его старых петель. Подставляя К в выражение для Т , получают зависимость » из которой следует, что конечное натяжение нити в значительной степени зависит от суммы углов охвата петлеобразующих органов. Естественно, что для снижения натяжения нити на кулирующей игле, необходимо уменьшать число ее перегибов за счет ограничения числа игл, захвативших нить. Экспериментально установлено, что на двухфонтурных плосковязальных машинах 8 . 12 класса при вязании кулирной глади, максимальное количество игл, одновременно взаимодействующих с поступающей нитью и изгибающих ее в петли, равно I 2 шт. Это соответствует углу наклона кулирного клина в 50-55 при игольном шаге 3,17 2,12 мм. Исходя из условия, что на плосковязальной машине высокого класса количество игл, одновременно взаимодействующих с нитью, не должно превышать 2 шт, определим необходимый угол наклона кулирного клина.
Так как игольный шаг известен (0,8 мм), то остается определить максимальную глубину опускания иглы при кулировании, которая зависит от величины петли. Учитывая особенность процесса петлеобразования на двухфонтурных плосковязальных машинах, которая отмечена в [71; 96] и заключается в том, что нарушение вязания происходит при выходе игл на заключение, рассчитаем минимальную длину петли, необходимую для осуществления ее беспрепятственного заключения т.е. без деформации нижней петли). Как известно, при заключении с иглой взаимодействует остов петли, который состоит из дуги и палочек [23]. Причем очевидно, что %ь -радиус дуги петли будет приблизительно равен половине ширины чаши клапана, а с учетом толщины нити, плюс половина ее толщины. Из рисунка 4.6 видно, что длина палочки равна высоте сечения иглы по оси нити плюс пространственный изгиб вокруг старой петли, величину которого принимаем равной приблизительно % -х- , где F - толщина нити. Выше отмечено, что скольжение петли по игле в процессе заключения не начнется до тех пор, пока линия действия силы оттяжки не выйдет из зоны угла трения. Таким образом, угол Ь наклона петли при подъеме иглы плосковязальной машины на заключение будет равен сумме угла наклона игольницы и угла трения где: E - расстояние от кончика откинутого язычка до спинки иглы. Очевидно, что для упрощения расчетов максимальную глубину, на которую должны опускаться иглы при кулировании, можно принять равной минимальной длине палочек петли; необходимых для проведения беспрепятственного заключения Тогда ta d утла наклона кулирного клина,при условии взаимодействия нити только с одной иглой, будет равен где і - игольный шаг. Угол наклона кулирного клина Однако И.С.Мильченко в [56], путем анализа силы давления клина на пятку иглы, доказал, что практическим пределом углов давления в современных конструкциях петлеобразующих органов вязальных машин является угол 60. При 9том угле количество игл, одновременно взаимодействующих с поступающей в зону вязания нитью, будет равно что удовлетворяет поставленному условию. Учитывая, что при таком угле наклона кулирного клина резко возрастает боковое давление на пятку иглы, для уменьшения этого был выбран криволинейный профиль, обеспечивающий равноускоренное движение игл. Общеизвестно, что для равноускоренного движения иглы профиль клина должен быть параболическим, т.е. соответствовать уравнению параболы [II; 42] . Принцип вязания переплетения кулирная гладь при помощи разрабатываемой замочной системы ірис. 4.8) аналогичен вязанию этого переплетения при помощи классических (общепринятых) замочных систем, применяемых в двухфонтурных плосковязальных машинах. Так при движении каретки справа налево вяжут иглы задней игольницы, а иглы передней поднимаются на неполное заключение и удерживают петли вяжущей игольницы от подъема, обеспечивая тем самым нормальный процесс петлеобразования. При изменении движе ния каретки слева направо вяжут иглы передней игольницы, а иглы задней поднимаются на неполное заключение. Конструктивные размеры петлеобразующей системы определяются технологическими требованиями и зависят от параметров применяемой иглы и конструкции машины (23; 56] К параметрам иглы, определяющим размеры петлеобразующей системы относятся: ж, г, к, л, о [72; 96] (см.рис. 4.1). Для плосковязальных машин базовой линией, от которой производятся все построения, является такое положение игл, когда их головки находятся на уровне отбойных зубьев - линия отбоя (рис. 4.7). Проектирование петлеобразующей системы производится по следующим основным величинам: Н, - величина перемещения иглы от линии отбоя до уровня подъема иглы при заключении; Ик - величина перемещения иглы от линии отбоя до уровня опускания иглы при максимальной кулировании; Нн - расстояние от линии отбоя до нижней кромки подъемного клина;
