Содержание к диссертации
Введение
Глава 1. Анализ современного состояния исследований биотехнических систем «большеберцовая кость–фиксаторы» 10
1.1 Строение и структура большеберцовой кости 11
1.2 Биомеханические свойства большеберцовой кости 14
1.3 Оперативные методы лечения переломов большеберцовой кости
1.3.1 Использование внутреннего остеосинтеза при лечении переломов диафиза большеберцовой кости 19
1.3.2 Имплантаты из пористого никелида титана и их применение при импрессионных переломах мыщелков большеберцовой кости 20
1.4 Биомеханические исследования биотехнических систем «большеберцовая кость– фиксаторы» 26
Выводы 30
Глава 2. Методическое, информационное и математическое обеспечение системы поддержки принятия решений 32
2.1 Методическое и информационное обеспечение системы поддержки принятия решений 32
2.2 Моделирование биотехнических систем «большеберцовая кость–фиксаторы»
2.2.1 Построение трехмерной компьютерной модели большеберцовой кости 43
2.2.2 Построение трехмерных компьютерных моделей сегментарных переломов и импрессионного перелома медиального мыщелка большеберцовой кости 46
2.2.3 Моделирование биотехнических систем «большеберцовая кость–интрамедуллярный штифт–винты» 47
2.2.4 Моделирование биотехнических систем «большеберцовая кость–пластина ТРХ–винты» 50
2.2.5 Моделирование биотехнической системы «большеберцовая кость–Т-образная пластина– винты» 52
2.3 Математическое обеспечение системы поддержки принятия решений 55
2.3.1 Построение математической модели биотехнических систем «большеберцовая кость–фиксаторы» 56
2.3.2 Построение конечно-элементных моделей биотехнических систем «большеберцовая кость–фиксаторы» 60
Выводы 63
Глава 3. Исследования структуры пористого никелида титана и механических свойств материала композита «пористый никелид титана–костная ткань» 65
3.1 Определение открытой пористости никелида титана методом обработки данных сканирующей электронной микроскопии 65
3.2 Определение коэффициента открытой пористости никелида титана методом жидконасыщения 70
3.3 Определение физико-механических характеристик материала композита «пористый никелид титана–костная ткань» 74
3.4 Моделирование и биомеханическое исследование биотехнической системы «композит– спонгиозная костная ткань» 79
Выводы 85
Глава 4. Биомеханические исследования биотехнических систем «большеберцовая костьфиксаторы» в процессе реабилитации 88
4.1 Биомеханические исследования биотехнических систем «большеберцовая кость–
интрамедуллярный штифт–винты» и «большеберцовая кость–пластина ТРХ–винты» 91
4.1.1 Биомеханические исследования биотехнических систем «большеберцовая кость– интрамедуллярный штифт–винты» 95
4.1.2 Биомеханические исследования биотехнических систем «большеберцовая кость–пластина ТРХ–винты» 113
4.2 Биомеханические исследования биотехнической системы «большеберцовая кость–Т образная пластина–винты» 122
Выводы 128
Заключение 131
Список сокращений 132
Список литературы 133
- Использование внутреннего остеосинтеза при лечении переломов диафиза большеберцовой кости
- Построение трехмерных компьютерных моделей сегментарных переломов и импрессионного перелома медиального мыщелка большеберцовой кости
- Определение коэффициента открытой пористости никелида титана методом жидконасыщения
- Биомеханические исследования биотехнических систем «большеберцовая кость– интрамедуллярный штифт–винты»
Использование внутреннего остеосинтеза при лечении переломов диафиза большеберцовой кости
Вместе с увеличением количества природных катастроф, локальных войн, террористических актов, транспортных аварий продолжается рост травматизма. Ежегодно в Российской федерации регистрируется более 12 млн случаев травм, а в 2012 г это число уже приблизилось к 13 млн. Одним из механических повреждений является перелом [38, 39]. Это нарушение целости (разъединение) кости с одновременным повреждением окружающих её мягких тканей под воздействием механической силы или патологического процесса [40-42]. По данным Федеральной службы государственной статистики с 2005 по 2014 годы на территории Российской Федерации доля переломов выросла с 20,9% до 21,3% от общего числа полученных травм на 100 000 человек населения. В эту долю входят переломы позвоночника, туловища, верхней и нижней конечностей и других неуточненных областей тела. Количество случаев переломов костей нижних конечностей за эти 9 лет увеличилось на 3,2% и в 2014 г составило 36,3% от общего числа случаев переломов костей [39].
Переломы костей голени составляют от 23% до 35,5% среди всех повреждений опорно-двигательной системы и от 42,0 до 61,5% среди всех переломов длинных трубчатых костей. Наибольшее количество нарушений сращения – от 25% до 40% – отмечают при переломах большеберцовой кости [6, 43-46]. Инвалидами становятся от 7% до 37,6% пациентов [1, 6].
Самой распространенной локализацией перелома голени является диафизарный сегмент. Переломы верхней трети этого сегмента достигают 7,9%, средней трети – 33,3% и нижней трети – 46,7% среди всех переломов костей голени [43]. Наибольшее число пострадавших приходится на трудоспособных пациентов возрастной категории до 40 лет [6]. Инвалидность в результате диафизарного перелома голени составляет от 7 до 24% [7].
На переломы мыщелков большеберцовой кости приходится от 2 до 5% всех переломов костей скелета и от 7 до 13% всех переломов длинных костей нижних конечностей [2-5]. Частота неудовлетворительных отдаленных анатомо-функциональных исходов достигает 6-39%, а инвалидности – 6% [3]. Диафизарные переломы большеберцовой кости составляют 15% среди всех переломов костей скелета и от 32% до 37% среди всех переломов длинных трубчатых костей [1].
Для определения типа перелома зарубежные и отечественные травматологи в большинстве случаев используют универсальную классификацию переломов АО/ASIF, в которой у каждой кости или группы костей скелета есть свое цифровое обозначение. Длинные трубчатые кости имеют проксимальный, диафизарный и дистальный сегменты. Типы переломов диафизарного сегмента делятся на три группы: простые (А), оскольчатые клиновидные (Б) и оскольчатые сложные (С). Простой перелом – это перелом с одиночной линией излома диафиза, метафиза или суставной поверхности, в котором контакт между двумя отломками возможен более чем на 90%. Он бывает спиральным, косым или поперечным. В оскольчатом клиновидном переломе после репозиции допускается некоторое соприкосновение основных отломков без промежуточных фрагментов, в сложном переломе их контакт возможен только через промежуточные фрагменты. Сложный перелом бывает спиральным, сегментарным или неправильным по форме. Типы переломов проксимального и дистального сегментов делятся на три группы: околосуставные (А), внутрисуставные неполные (В) и внутрисуставные полные (С). Околосуставной перелом – это перелом, который не распространяется на суставную поверхность и включает апофизарные и метафизарные части кости. Неполный внутрисуставной перелом – это перелом, который распространяется только на часть суставной поверхности, в то время как оставшаяся часть остается связанной с диафизом. Он бывает расколотым, вдавленным и расколото-вдавленным. Внутрисуставной полный перелом – это перелом, при котором суставная поверхность расколота и полностью отделена от диафиза. По сложности каждый тип перелома разбивается ещё на три подгруппы: A1, A2, A3; B2, B2, В3; C1, C2, С3. Такое цифровое обозначение позволяет поставить полный кодированный диагноз, в соответствии с которым разрабатывается план дальнейшего лечения пациента [38, 41, 47, 48].
После устранения нарушения целостности кости основными задачами являются восстановление функций поврежденной конечности пациента и его трудоспособности [40, 42]. Процесс заживления кости зависит от ряда общих и местных факторов. Среди общих факторов выделяют возраст больного, его физическое и нервно-психическое состояние, конституцию, функцию эндокринной системы, обмен веществ, питание и др. К местным факторам относят тип перелома и его локализацию, степень смещения и васкуляризации отломков, наличие или отсутствие интерпозиции мягких тканей. Следует отметить, что отрицательные общие и местные факторы в случае полноценной, непрерываемой и продолжительной иммобилизации не препятствуют заживлению кости, а лишь замедляют его. Основными причинами несращения переломов считают неточное сопоставление костных отломков и недостаточную, часто прерываемую, кратковременную иммобилизацию [40].
Кость является компонентом системы органов опоры и движения. Она имеет типичную форму, строение и характерную архитектонику сосудов и нервов. Кость преимущественно состоит из пластинчатой костной ткани, покрыта снаружи надкостницей и содержит внутри костный мозг [49]. Большеберцовая кость относится к длинным трубчатым костям. Она расположена с медиальной стороны голени и состоит из трех частей: диафиза (или тела), проксимального и дистального эпифизов [49, 51, 52]. Каждый из эпифизов отделяется от диафиза посредством пластинки из гиалинового хряща – эпифизарной пластинки. Особенности внутреннего строения кости обусловлены двумя видами её костного вещества. Диафиз и тонкий верхний слой эпифизов состоят из компактного (кортикального) костного вещества. Его основу составляют костные перекладины (или трабекулы), которые располагаются очень близко друг к другу. Внутри диафиза имеется костномозговая полость с желтым костным мозгом, состоящим преимущественно из жировых клеток. Со стороны диафиза к эпифизарным пластинкам примыкает часть костной трубки – метафиз. Метафизарные части диафиза имеют воронкообразную форму. В направлении продольной оси кости они уступают место более узкой, трубчатой части диафиза. Костномозговая полость расположена между метафизами. Однако, определить её начало и конец по томограмме достаточно сложно. Поэтому границы костномозговой полости локализуются в местах, где толстый кортикальный слой диафиза резко истончается и переходит в тонкий кортикальный слой метафиза. Эпифизы и метафизы представлены губчатым (трабекулярным) костным веществом, которое находится под компактным. Оно имеет пористую структуру и состоит из тонких редко расположенных трабекул, перекрещивающихся между собой и образующих множество ячеек наподобие губки. В ячейках губчатого костного вещества эпифизов содержится красный костный мозг. Такой цвет ему придают кровеносные сосуды и кровяные элементы, которыми он насыщен. Ячейки губчатого костного вещества метафизов имеют хрящевые сердцевины [49, 53-58]. На рисунке 1 [59] представлена правая большеберцовая кость человека в продольном разрезе. На рисунке 1 приняты следующие обозначения: 1 – эпифиз, 2 – диафиз, 3 – метафиз, 4 – костномозговая полость, 5 – эпифизарная пластинка, 6 – спонгиозная костная ткань, 7 – кортикальная костная ткань.
Построение трехмерных компьютерных моделей сегментарных переломов и импрессионного перелома медиального мыщелка большеберцовой кости
Разрабатываемая система поддержки принятия решений служит для осуществления биомеханически обоснованного выбора типа фиксатора при внутреннем остеосинтезе различных переломов большеберцовой кости и для профилактики нарушений стабильности фиксации БТС «большеберцовая кость–фиксаторы» при различных значениях нагрузок в процессе реабилитации. К рассматриваемым в ней типам переломов относятся сегментарные переломы большеберцовой кости с отломком 50, 100 или 150 мм и импрессионный перелом медиального мыщелка этой кости. Для соединения костных отломков хирургическим путем используется внутренний остеосинтез. Если перелом является сегментарным и размер отломка составляет 50 или 100 мм, то в качестве фиксаторов используются интрамедуллярный штифт и винты или пластина ТРХ и винты. Если размер отломка при этом же типе перелома составляет мм, то в качестве фиксаторов используются интрамедуллярный штифт и винты. В случае с импрессионным переломом фиксаторами являются Т-образная пластина и винты, а для замещения дефекта спонгиозной костной ткани используется имплантат цилиндрической формы из пористого никелида титана. Под БТС «большеберцовая кость–фиксаторы» подразумеваются БТС «большеберцовая кость–интрамедуллярный штифт–винты», «большеберцовая кость–пластина ТРХ–винты» и «большеберцовая кость–Т-образная пластина– винты».
Для системы поддержки принятия решений разработано соответствующее методическое обеспечение. При поступлении пациента с переломом большеберцовой кости в медицинское учреждение врач-травматолог проводит устный опрос пострадавшего, осматривает травмированную конечность и выдает направление на рентгенологическое обследование. Врач-рентгенолог выполняет ренгенографию поврежденной кости, результаты которой передает врачу-травматологу. Врач-травматолог на основе данных, полученных в ходе хирургического обследования, ставит диагноз и подбирает фиксаторы для внутреннего остеосинтеза перелома. Затем он выполняет ряд действий с использованием персонального компьютера с установленной операционной системой Windows Vista, 7 и выше, объемом оперативной памяти от 2 Gb и выше, процессором компаний Intel или AMD с поддержкой технологии SSE2, объёмом свободного места на жёстком диске от 5 Гб или выше и установленной САПР SolidWorks 2014. Зная диагноз пациента и типы планируемых для использования фиксаторов, врач-травматолог открывает результаты биомеханических исследований необходимой ему БТС в САПР SolidWorks.
Результаты биомеханических исследований БТС «большеберцовая кость–
интрамедуллярный штифт–винты», «большеберцовая кость–пластина ТРХ–винты» и «большеберцовая кость–Т-образная пластина–винты» содержаться в файлах базы данных с расширением .CWR. Количество этих файлов для каждой БТС равно четырем по числу рассматриваемых этапов реабилитации пациента.
Чтобы врач-травматолог мог обратиться к результатам биомеханических исследований, на жесткий диск его компьютера предварительно копируются файлы сборок, соответствующие трехмерным компьютерным моделям БТС «большеберцовая кость–интрамедуллярный штифт– винты», «большеберцовая кость–пластина ТРХ–винты» и «большеберцовая кость–Т-образная пластина–винты», и файлы базы данных с результатами исследований напряженно-деформированного состояния этих БТС.
Когда открывается файл сборки, происходит автоматическая загрузка трехмерной компьютерной модели рассматриваемой БТС. Когда открываются четыре файла базы данных с результатами исследований, то для каждого из них выполняется автоматическая загрузка: конечно-элементной модели БТС; пользовательской библиотеки материалов, которая представляет собой базу данных с информацией о материалах; данных о применении материалов к компонентам БТС; элементов для крепления и нагрузки, определенных к выделенным площадкам на нижней и верхней суставных поверхностях большеберцовой кости; одной эпюры напряжений (напряжение по Мизесу) для БТС; 9 эпюр напряжений (напряжение по Мизесу) для компонентов БТС; одной эпюры деформаций (нормальная деформация в Z-направлении, вдоль оси большеберцовой кости) для БТС; 2 эпюр деформаций (напряжение по Мизесу) для компонентов БТС (в случае сегментарного перелома); одной эпюры перемещений; данных о критерии стабильности БТС и о последующих действиях врача-травматолога для её оценки. Во всех исследованиях используется одна и та же пользовательская библиотека материалов.
По умолчанию считается, что масса тела пациента равна 70 кг, поэтому нагрузки на первом, втором, третьем и четвертом этапах реабилитации составляют 140, 300, 700 и 1400 Н соответственно. Однако, если значение массы иное, то врач-травматолог имеет возможность продублировать исследования, поменять значения нагрузок и осуществить запуск новых расчетов. После завершения исследований эпюры результатов обновятся автоматически.
На основании эпюр результатов врач-травматолог оценивает стабильность рассматриваемой БТС. Критерий стабильности выведен в окнах просмотра эпюр напряжений и деформаций для БТС. Действия, которые необходимо выполнить врачу-травматологу для проведения оценки стабильности, указаны в окнах просмотра эпюр для компонентов БТС. В случае сегментарного перелома врач-травматолог сравнивает максимальные значения эквивалентного напряжения , МПа в компонентах БТС, выведенные на эпюрах напряжений, с соответствующими значениями опасного напряжения , МПа в материалах этих компонентов, численно равных пределам текучести , МПа и представленных в окнах просмотра эпюр напряжений. Если первые значения превышают вторые, то он либо уменьшает величины реабилитационных нагрузок и осуществляет повторный запуск соответствующего исследования (или исследований) с целью получения новых эпюр напряжений, деформаций и перемещений, либо не уменьшает величины реабилитационных нагрузок и делает заключение о нестабильности рассматриваемой БТС при рассматриваемых условиях. Если первые значения меньше или равны вторым, проводится сравнение максимальных значений относительной продольной деформации при растяжении макс, % в регенератах БТС, выведенных на эпюрах деформаций, с соответствующими значениями опасной относительной продольной деформации при растяжении о, % в материале регенератов, представленных в окнах просмотра эпюр деформаций. Если первые значения превышают вторые, то врач-травматолог либо уменьшает величины реабилитационных нагрузок и осуществляет повторный запуск соответствующего исследования (или исследований) с целью получения новых эпюр напряжений, деформаций и перемещений, либо не уменьшает величины реабилитационных нагрузок и делает заключение о нестабильности рассматриваемой БТС при рассматриваемых условиях. В случае если первые значения меньше или равны вторым, он делает заключение о стабильности рассматриваемой БТС при заданных нагрузках. В случае импрессионного перелома используется только сравнение максимальных значений эквивалентного напряжения , МПа в компонентах БТС, выведенных на эпюрах напряжений, с соответствующими значениями опасного напряжения , МПа в материалах этих компонентов, численно равных пределам текучести , МПа и представленных в окнах просмотра эпюр напряжений. Дальнейшая последовательность действий, выполняемая врачом-травматологом при невыполнении и выполнении этого критерия, аналогична последовательности действий при сегментарном переломе.
Определение коэффициента открытой пористости никелида титана методом жидконасыщения
построенной трехмерной компьютерной модели импрессионного перелома медиального мыщелка В SolidWorks создается модель имплантата, которая представляет собой цилиндрическое тело. Его высота составляет 20 мм, диаметр – 16 мм. Боковая поверхность цилиндра имеет скос под углом 45 к верхнему и нижнему основаниям цилиндра, поэтому они имеют диаметр равный 12 мм. Трехмерная компьютерная модель имплантата изображена на рисунке 19. О Трехмерная компьютерная модель имплантата В программном комплексе SolidWorks создана трехмерная компьютерная модель БТС «большеберцовая кость–Т-образная пластина–винты» с использованием большеберцовой кости. Она представлена на рисунке 20. Предполагается, что Т-образная пластина фиксируется с помощью семи винтов, три из которых имеют длину 35 мм и располагаются в трех нижних отверстиях пластины, а четыре других имеют длину 45 мм и занимают места в оставшихся свободных отверстиях.
В процессе построения модели в SolidWorks производятся следующие действия. В имеющуюся сборку последовательно добавляются девять новых деталей, которые соответствуют моделям Т-образной пластины, семи винтов и имплантата. Путем создания справочных точек и плоскостей и применения операций «Сопряжение» (типы сопряжения «Совпадение», «Параллельность») пластина устанавливается вдоль диафиза большеберцовой кости и её верхняя часть фиксирует отломок в проксимальном эпифизе. Действия, выполняемые для установки винтов, состоят в применении операции «Сопряжение», типы сопряжений «Совпадение», «Концентричность» и «Параллельность».
При построении трехмерной компьютерной модели БТС «большеберцовая кость–Т-образная пластина–винты» предполагается, что вдавленная суставная площадка поднята и в образовавшийся дефект спонгиозной костной ткани необходимо поместить имплантат. Установка имплантата в проксимальный эпифиз выполняется с помощью операции «Сопряжение», тип сопряжения «Совпадение» с использованием справочных плоскостей. 2.3 Математическое обеспечение системы поддержки принятия решений
При проведении исследований в области биомеханики для тел сложной формы и неоднородной структуры используют численные сеточные методы. Их суть состоит в том, что краевая задача для системы дифференциальных уравнений в частных производных сводится к системе алгебраических уравнений. Применяют как конечно-разностные формулы для приближенного представления производных в узлах сетки, покрывающей тело, так и метод конечных элементов (МКЭ).
Основная идея МКЭ состоит в том, что любая непрерывная функция, определенная в некоторой области, аппроксимируется множеством кусочно-непрерывных (линейных или нелинейных) функций, заданных на конечном числе подобластей (конечных элементов) рассматриваемой области. Аппроксимирующие функции представляются с помощью значений искомой функции (и ее производных) в конечном числе узловых точек. Таким образом, задача построения некоторой непрерывной функции сводится к отысканию конечного числа ее значений в узловых точках исследуемой области [125].
Задачи биомеханики в МКЭ решаются в перемещениях, то есть искомыми непрерывными функциями в данном случае являются функции перемещения точек тела по направлению осей x, y и z u = u(x, y, z), v = v(x, y, z), w = w(x, y, z). (5) Для построения дискретной модели этих функций необходимо выполнить последовательность следующих шагов. 1. Исследуемое тело, занимающее объем V, разбивается на конечное число малых (непересекающихся) объемов (n=1,2, ... N) – конечных элементов. Вершины конечных элементов называются узлами. Внешние узлы лежат на границе конечных элементов и используются для соединения элементов друг с другом. Внутренние узлы обеспечивают более точное описание искомых функций, поскольку являются элементами высокого порядка точности. Для анализа биологических структур рекомендуется использовать линейные тетраэдальные элементы, поскольку их конфигурация обеспечивает линейное изменение составляющих перемещений в пределах конечных элементов и определение их в направлении исходной системы координат. Деформации и напряжения являются константами в этих пределах. Операция разбиения тела на конечные элементы – это дискретизация области. В результате получается её дискретный аналог, представляющий собой конечно-элементную сетку состоящую из множества однотипных конечных элементов (в общем случае разных размеров) и узловых точек. Погрешность расчета зависит от плотности конечно-элементной сетки, то есть размеров конечных элементов. Сетку необходимо уплотнять в местах существенного изменения геометрических и механических характеристик сопрягаемых элементов биологических структур. Тщательного анализа требует и схематизация внешних воздействий, адекватно отражающих схематизацию функционирования биологической структуры. 2. Каждый элемент наделяется теми же свойствами, что и нерасчлененное тело в данном объеме. Например, при решении задач теории упругости для изотропного материала задаются модуль Юнга, модуль сдвига и коэффициент Пуассона. 3. Построение кусочно-непрерывных (в пределах конечных элементов) функций, аппроксимирующих искомых непрерывных функций u,v,w. 4. На основе одного из известных принципов механики (например, принципа возможных перемещений) строится система разрешающих уравнений относительно искомых перемещений узловых точек. Сначала определяются узловые перемещения, затем – перемещения, деформации и напряжения в любой точке тела [58, 125]. В результате конечно-элементной дискретизации осуществляется решение системы линейных алгебраических уравнений вместо решения трудно интегрируемых дифференциальных уравнений в частных производных, описывающих напряженно-деформированное состояние сплошных тел [58]. На практике используются различные типы конечных элементов. Наиболее распространенными формами трехмерных элементов, которые представляют собой обобщение на трехмерный случай плоских элементов, являются тетраэдр и параллелепипед [58]. Математическое обеспечение системы поддержки принятия решений, включает математическую модель БТС «большеберцовая кость–фиксаторы» и конечно-элементные модели БТС «большеберцовая кость–фиксаторы».
Биомеханические исследования биотехнических систем «большеберцовая кость– интрамедуллярный штифт–винты»
Исследования напряженно-деформированного состояния БТС «композит–спонгиозная костная ткань» проводятся в модуле SolidWorks Simulation. Для этого статическое исследование, которое создавалось ранее с целью построения конечно-элементной модели этой БТС, дублируется дважды. Перед запуском исследований необходимо ввести ограничения, в качестве которых используются крепления и нагрузки; создать новую категорию в библиотеке материалов «Материалы пользователя» и материалы в ней; применить материалы к компонентам рассматриваемой БТС.
Для приложения нагрузки к БТС «композит–спонгиозная костная ткань» в модуле SolidWorks Simulation выполняется команда «Внешние нагрузки – Сила». Сила прикладывается к верхнему основанию БТС «композит–спонгиозная костная ткань». Во всех статических исследованиях её значение равно 140 Н. Дистальный конец большеберцовой кости необходимо жестко закрепить. Это выполняется путем выполнения команды «Крепление – Зафиксированная геометрия» по нижнему основанию БТС «композит–спонгиозная костная ткань». Закрепление проводится во всех трех статических исследованиях. Библиотека материалов «Материалы пользователя» включена по умолчанию в модуль SolidWorks Simulation. Для того чтобы добавить в неё новые материалы, необходимо предварительно создать категорию с именем «Материалы БТС композит–костная ткань». Это реализуется щелчком правой кнопки мыши на библиотеке «Материалы пользователя» в дереве материалов и выбором пункта «Новая категория» из списка. В категории «Материалы БТС композит–спонгиозная костная ткань» создается спонгиозная костная ткань и три варианта материала композита «пористый никелид титана–костная ткань». В модуле SolidWorks Simulation создание материала реализуется щелчком правой кнопки мыши на имени соответствующей категории в дереве материалов и выбором пункта «Новый материал» из списка. В окне создания материала задаются его имя, тип модели (линейный упругий изотропный), критерий разрушения по умолчанию (максимальное напряжение по Мизесу) и значения свойств. В свойствах материала вводятся значения модуля упругости E, МПа, коэффициента Пуассона , массовой плотности , кг/м3, и предела текучести т, МПа. Все вышеуказанные значения приведены в таблице 4. Создаваемым материалам присваиваются имена «Спонг. костная ткань», «Композит – 1 вариант», «Композит – 2 вариант», «Композит – 3 вариант». После создания всех материалов в библиотеке «Материалы БТС композит– спонгиозная костная ткань» к каждому компоненту БТС «композит–спонгиозная костная ткань» применяется соответствующий материал с помощью выполнения команды «Применить/редактировать материал». В открывшемся окне выбирается материал и нажимается кнопка «Применить». К компонентам (деталям), которые соответствуют цилиндрам с радиусами 20 мм и 4,5 мм, применяется материал «Спонг. костная ткань». К компоненту (детали), который соответствует цилиндру с соосным сквозным отверстием, применяется материал «Композит – 1 вариант», «Композит – 2 вариант», «Композит – 3 вариант» в первом, втором и третьем статическом исследовании соответственно.
Для выполнения расчета напряженно-деформированного состояния БТС «композит– спонгиозная костная ткань» в модуле SolidWorks Simulation в каждом из четырех статических исследований нажимается кнопка «Запуск». По окончании расчетов в этих исследованиях создаются папки «Результаты», содержащие эпюры напряжений, деформаций и перемещений.
На эпюре напряжений выводится максимальное значение. Для этого в модуле SolidWorks Simulation путем нажатия правой кнопкой мыши на соответствующую эпюру выбирается элемент списка «Параметры графика». В открывшемся окне ставится галочка на «Отобразить максимальное примечание». Компонентом напряжения для эпюр напряжений в каждом статическом исследовании является компонент «Напряжение по Мизесу». В каждом статическом исследовании эпюра напряжений дублируется в папке «Результаты» дважды по числу компонентов БТС: цилиндры с радиусами 20 мм и 4,5 мм, цилиндр с соосным сквозным отверстием. Затем для каждой эпюры выполняются следующие действия. В модуле SolidWorks Simulation путем нажатия правой кнопкой мыши на эпюру выбирается элемент списка «Определить эпюру напряжений». В открывшемся окне отмечается «Выберите тела для эпюры» и в модели указывается компонент БТС. Таким образом, на экран выводится эпюра напряжений для выбранного компонента с максимальным значением эквивалентного напряжения в этом компоненте.
Таким образом, в модуле SolidWorks Simulation для БТС «композит–спонгиозная костная ткань» проведено три исследования её напряженно-деформированного состояния при нагрузке 140 Н. В каждом исследовании содержится папка «Результаты», в которой имеются одна эпюра напряжений для БТС, 2 эпюры напряжений для компонентов этой системы, одна эпюра деформаций для БТС, одна эпюра перемещений для БТС. На рисунке 29, а, б, в представлены эпюры эквивалентных напряжений для БТС «композит–спонгиозная костная ткань» при трех различных физико-механических свойствах материала композита и нагрузке, равной 140 Н. Справа дана цветовая шкала значений эквивалентных напряжений по Мизесу в Н/м2. На рисунок 29, а, б, в выведены примечания, содержащие максимальное и минимальные значения эквивалентного напряжения в рассматриваемой БТС.
На рисунке 30, а, б, в представлены эпюры эквивалентных напряжений для композита при трех различных физико-механических свойствах его материала и нагрузке, равной 140 Н. Справа дана цветовая шкала значений эквивалентных напряжений по Мизесу в Н/м2. На рисунок 30, а, б, в выведено примечание, содержащее максимальное и минимальные значения