CC BY
0
Механическое поведение материала из никелида титана при растяжении и оценка биомеханической совместимости / Е.С. Марченко, А.А. Козулин, Е.Б. Топольницкий, Н.А. Шефер, А.В. Ветрова, М.А. Ковалёва //Российский журнал биомеханики. - 2024. - Т. 28, № 2. - С. 52-63. DOI: 10.15593/RZhBiomeh/2024.2.04
РОССИИСКИИ ЖУРНАЛ БИОМЕХАНИКИ № 2,2024
RUSSIAN JOURNAL OF BIOMECHANICS
https ://ered.pstu. ru/index.php/rjb
Научная статья
DOI 10.15593/RZhBiomeh/2024.2.04 УДК 531/534: [57+61]
МЕХАНИЧЕСКОЕ ПОВЕДЕНИЕ МАТЕРИАЛА ИЗ НИКЕЛИДА ТИТАНА ПРИ РАСТЯЖЕНИИ И ОЦЕНКА БИОМЕХАНИЧЕСКОЙ СОВМЕСТИМОСТИ
Е.С. Марченко1, А.А. Козулин1, Е.Б. Топольницкий12, Н.А. Шефер2, А.В. Ветрова1, М.А. Ковалёва1
1 Национальный исследовательский Томский государственный университет, Томск, Российская Федерация
2 Сибирский государственный медицинский университет, Томск, Российская Федерация
О СТАТЬЕ
АННОТАЦИЯ
Получена: 22 сентября 2023 Одобрена: 21 мая 2024 Принята к публикации: 14 июня 2024
Ключевые слова: никелид титана, проволока, металлотрикотаж, моделирование, эндопротезирование
В работе исследовали особенности деформационного поведения металлотрикотажа, связанного из тонкой проволоки из сплава на основе 77№, а также была проведена экспериментальная оценка его биологической совместимости. Полученные экспериментальные деформационные диаграммы напряжение-деформация, полностью соответствуют типовым диаграммам растяжения сверхэластичных сплавов 77М7 с мартенситным переходом. Полученные нелинейные зависимости растяжения металлотрикотажа, связанноого из проволоки 77М реологически подобны гиперупругим материалам и отличны от полученных диаграмм растяжения исходной проволоки. Обнаружено, что напряженно-связанная конструкция трикотажа ограничивает проявление эффекта сверхэластичности, свойственного проволоке. Показано, что предел прочности трикотажа значительно ниже предела прочности проволоки. Методами численного моделирования показано сложно-напряженное состояние при деформировании, что приводит к неоднородности распределения напряжений в конструкции металлотрикотажа и локализации их максимальных значений в области контакта, тем самым подтверждена гипотеза о подавлении сверхэластичности ввиду конструктивных особенностей. Анализ распределения напряжений в материале петель показал, что растяжение в интервале физиологических нагрузок не приводит к локальным разрушениям металлотрикотажа из никелида титана. Результаты экспериментального исследования при макроскопической оценке зоны имплантации демонстрировали отсутствие грыжевых дефектов в зоне эндопротезирования, а спаечный процесс зафиксирован только в 3 (15 %) случаях. Зона эндопротезирования отличалась эластичностью, легко поддавалась деформации. Пористая структура 7гм-проволоки, а также биомеханические и биохимические свойства двухслойного металлатрикотажа обеспечивают оптимальную интеграцию эндопротеза в тканях организма и способствуют формированию эластичного каркаса близкого к естественному. Двухслойный трикотаж из 77М в замещении сложных анатомических структур показал многообещающие результаты, что открывает перспективы для дальнейших клинических исследований._
© Марченко Екатерина Сергеевна - заведующий лабораторией, e-mail: 89138641814@mail.ru 0000-00034615-5270
© Козулин Александр Анатольевич - доцент, e-mail: kzln2015@yandex.ru © Топольницкий Евгений Богданович - доцент, e-mail: e topolnitskiy@mail.ru © Шефер Николай Анатольевич - ассистент, e-mail: NAschefer@yandex.ru © Ветрова Анна Викторовна - инженер-исследователь, e-mail: aniuta-vetrova@mail.ru © Ковалёва Марина Андреевна - лаборант, e-mail: marina.kovalyova.16@gmail.com
0000-0001-6711-3577 0000-0002-5674-0177 0000-0002-0011-8370; 0000-0002-7605-6735 0000-0001-6081-1751
Эта статья доступна в соответствии с условиями лицензии Creative Commons Attribution-NonCommercial 4.0 International License (CC BY-NC 4.0)
This work is licensed under a Creative Commons Attribution-NonCommercial 4.0 International License (CC BY-NC 4.0)
Введение
Сплавы на основе интерметаллического соединения никелид титана (7гМг) почти эквиатомного состава (7/-50-51 ат. % М) в настоящее время являются распространенным и хорошо известным конструкционным материалом в медицинской промышленности [1-6]. Ключевыми особенностями этого материала является наличие эффектов памяти формы и сверхэластичности. Первые успешные приложения в 60-х и 70-х годах двадцатого века использовали ограниченное восстановление сплавов с памятью формы исключительно в технических изделиях для соединения и крепления, не уделяя особого внимания сверхэластичности [7]. Однако, в последние десятилетия применимость эффекта сверхэластичности расширяется во множестве направлений, в том числе при разработке альтернативных материалов для медицины и техники [8, 9]. Уникальность эффекта сверхэластичности никелид титана заключается в возможности многократного нагружения изделия из данного сплава до десятков процентов и обратимого восстановления за счет трасформационного превращения, вызванного напряжением, когда аустенитная фаза В2 превращается в моноклинный мартенсит В19' при напряжении верхнего плато. М1Т1 известен также биосовместимостимостью и поэтому, в совокупности с вышеперечисленными свойствами, особенно привлекателен для изготовления имплантатов в тканевой инженерии. В последние годы тканевая инженерия стала весьма многообещающим методом устранения разрыва между дефицитом тканей и органов. Совместная работа ученых-материаловедов, биологов и хирургов позволила успешно внедрить этот метод в лечение [10]. Тканевая инженерия была разработана для создания конструкций, которые способствуют врастанию тканей и биомеханически идентичны тканям организма, особенно по эластичности и долговечности [11]. Важнейшие аспекты этих конструкций, включая пористость и размер пор, существенно влияют на перенос питательных веществ и миграцию клеток внутри каркаса. Кроме того, они создают сосудистую сеть внутри каркаса, интегрируя его с сосудами окружающих тканей [12, 13]. Идеальное решение должно включать постепенную интеграцию тканей в имплантат, исключающую необходимость хирургического удаления после достижения цели [14]. Для пластики мягких тканей используют сетчатые имплантаты в виде хирургической сетки. Хирургическая сетка представляет собой плоский лист, изготовленный путем вязания или плетения волокна. Трикотажные сетчатые имплантаты состоят из одной нити, переплетенной между собой для создания структуры, тогда как тканые сетчатые имплантаты состоят из двух разных нитей, перпендикулярно пересекающихся друг с другом. Трикотаж образуется путем переплетения петель пряжи, а вязаная структура мягче и податливее, чем тканые. Широко известны два
типа плетения трикотажных имплантатов: основовязальные и кулирные. Основовязальный трикотаж - это тип трикотажной структуры, при которой нити подаются в направлении основы и последовательно укладываются поверх каждой иглы на основовязальной машине, прежде чем формироваться в ткань посредством скоординированных машинных операций. Напротив, кулирное вязание предполагает одновременную подачу нескольких нитей в направлении и укладку поверх иглы для вязания крючком, чтобы сформировать ткань на кулирной вязальной машине. Трикотажные имплантаты приобрели множество преимуществ благодаря своему уникальному методу и структуре переплетения. Благодаря петлевой структуре трикотажные полотна обладают превосходной растяжимостью,
эластичностью, хорошей прилегаемостью и адаптируемостью. Благодаря пористой структуре трикотажного полотна оно обладает хорошей проницаемостью, влагопроводностью, высокой пористостью. Кулирный тип плетения трикотажа обеспечивает радиальное сжатие просвета и самозатягивание при одноосном растяжении конструкции. Такой эффект позволяет захватывать и упруго удерживать фрагменты мягких тканей без дополнительной фиксации шовной нитью до полной интеграции металлотрикотажа в мягкие ткани в ранние послеоперационные сроки [9]. Следовательно, это предпочтительный метод изготовления. Большая гибкость придает материалу большую устойчивость, поэтому он может поглощать большие всплески энергии и упруго деформироваться, обеспечивая более длительный срок службы в среде высокого давления.
Металлотрикотаж, выполненный из
сверхэластичной проволоки никелида титана также является высокоперспективным материалом для пластики мягких тканей [15-22]. Преимущества заключаются в биоинертности, позволяющей окружающим тканям интегрироваться сквозь имплант с формированием единой биомеханической структуры с органом [18, 23]. И хотя сам материал хорошо изучен, прогресс движется вперед и появляются все новые формы плетения и структуры ткани из Т1М1. Трикотаж, выполненный из сверхэластичной проволоки никелида титана толщиной от 40 мкм до 100 мкм, является новым, экспериментальным материалом, открывающим перспективы для замещения и укрепления различных биологических структур.
Вязанный металлотрикотаж, выполненный из сверхэластичной проволоки М1Т1, имеет сложную геометрию, что предполагает сложно-напряженное состояние конструкции при деформировании.
Однако, экспериментально это оценить невозможно. Оценить это можно, используя комплексный подход, включающий экспериментальные результаты и компьютерное моделирование. Поэтому необходимо раскрыть физику взаимодействия проволочных петель в металлическом кулирном трикотажном полотне при
б
Рис. 1. Фотографии заготовок для образцов на растяжение: а - металлотрикотаж; б - проволока из никелида титана
внешнем деформировании, что можно сделать только численными методами. Существуют работы, повященные численному исследованию механических и теплофизических свойств различных биологических тканей и конструкций, замещающих их [24-30]. К настоящему времени многие исследования механического поведения сетчатых материалов, выполненные численными методами, рассматривают металлическое кулирное полотно как часть композиционных конструкций и идентифицируют лишь механизм повреждения текстильных конструкций посредством критериев разрушения [31-39]. В литературе есть много примеров физических и математических моделей сплавов с памятью формы, которые были специально разработаны для реалистичного описания термомеханического поведения NiTi (например, сверхупругопластические эффекты, накопление неупругого напряжения из-за усталости, эффект памяти формы), но они требуют значительного количества входных параметров и, следовательно, значительного количества экспериментов для их оценки.
Программное обеспечение для инженерного анализа методом конечных элементов Ansys Mechanical позволяет использовать определяющую модель Auriccho [40] для сверхэластичных материалов. Он способен отразить основные важные аспекты сверхэластичного материала, используя всего семь параметров, которые можно получить из экспериментальных результатов. Кроме того, данная модель позволяет учесть асимметрию растяжения-сжатия, влияющую на локализацию напряжений и деформаций в NiTi при изгибе.
Цель данного исследования - изучить особенности поведения металлотрикотажа под нагрузкой, связанного из тонкой проволоки из сплава на основе TiNi и экспериментальная оценка его биологической совместимости.
Материалы и методы
Производство
В работе проволоку с составом Ti - 50 ат.% Ni толщиной 60 мкм получали путем термомеханической обработки из слитков 240 мм х 20 мм с промежуточными отжигами в 4 этапа:
1. Ручьевой прокат слитка диаметром 20 мм до прутка толщиной 7 мм (20 циклов);
2. Ротационная ковка прутка от толщины 7 мм до 3,5 мм (7 циклов);
3. Холодное волочение проволоки от 3.5 мм до 500 мкм (25 циклов);
4. Горячее волочение проволоки от 500 мкм до 90-40 мкм (50-70 циклов).
В результате комплексных исследований, проведенных ранее [9], установлено, что микроструктура исследуемой проволоки представлена зернами со средним размером 25 нм, находящимися в аустенитном состоянии В2 при комнатной температуре
Металлотрикотаж из полученной проволоки толщиной 60 мкм изготовили плетением в виде чулка по кулирному типу [41-44] (рис.1, a). Высота петли -2550 мкм, ширина - 1600 мкм. Для изучения поведения под нагрузкой образцов металлотрикотажа шириной 50 петель и длиной - 20 рядов деформировали прокаткой в двойную ленту и отжигали при температуре 500 °С. От ленты отрезали заготовки длиной 150 мм (рис. 1, a). Также были получены образцы одиночной проволоки длиной 150 мм (рис. 1, б).
Эксперимент
Диаграммы растяжения образцов из проволоки и металлотрикотажа получали с использованием настольной универсальной испытательной системы Instron 5948 при однократном растяжении до разрушения при скорости деформации 0,001 1/с. Контроль удлинения при растяжении проводили с использованием встроенного датчика перемещения с точностью до 3 мкм, одновременно фиксируя развиваемое усилие в образцах при нагрузке и разгрузке, с точностью до 0,004 Н
Экспериментальный раздел с оценкой биологической совместимости выполнен на 20 крысах линии Wistar массой тела 300-350 г. Животных содержали в условиях Центральной научной лаборатории ФГБУ ВО «Сибирский государственный медицинский университет» Минздрава России. Исследование проводили при одобрении и под наблюдением локального этического комитета при ФГБУ ВО «Сибирский государственный медицинский университет» Минздрава России, номер протокола 732 от 06.10.2020 г., с соблюдением международных и отечественных норм гуманного обращения с лабораторными животными.
е, %
Рис. 2. Типичная экспериментальная диаграмма растяжения проволоки TiNi диаметром 60 мкм
Выполняли моделирование торакоабдоминального дефекта с последующим замещением двухслойной металлотрикотажной лентой из TiNi. Животных выводили из эксперимента через 14, 30, 60 и 90 суток после операции путем передозировки лекарственных препаратов, используемых для проведения наркоза. Имплантированный металлотрикотаж иссекали с окружающими тканями, изучали макроскопические структурные особенности в месте фиксации имплантата к тканям и на участках контакта с подлежащими органами, оценивали воспалительный процесс. Полученный материал фиксировали в 10 % нейтральном формалине, заливали в парафин, изготавливали срезы толщиной 5 мкм и окрашивали препараты гематоксилином и эозином и по Ван-Гизону на соединительную ткань. Исследование и микрофотографирование проводили на микроскопе AxioLabAl с помощью видеокамеры AxioCamERc 5s и программного обеспечения AxioVisionRel.4.8. Особенности интеграции тканей сквозь сетчатую структуру металлотрикотажа оценивали аналитическим сканирующим электронным микроскопом Teskan Mira (Брно, Чехия).
Численное моделирование
Расчеты напряженно-деформированого состояния ячейки периодичности плетения полотна металлотрикотажа проводились в программном комплексе ANSYS Workbench с использованием метода конечных элементов. Задача о численном моделировании ячейки периодичности
металлотрикотажа при одноосном растяжении описывалась стандартной системой уравнений механики сплошной среды и решалась методом конечных элементов в трехмерной Лагранжевой постановке. Основываясь на реологическом описании
e, %
Рис. 3. Типичная деформационная диаграмма трикотажной ленты из проволоки 60 мкм
экспериментальных данных, для определяющего соотношения выбрана математическая постановка, приведенная F. Auriccho в [40], учитывающая особенности сверхэластичного поведения материала исследуемой проволоки. Трехмерная геометрическая модель простой вязаной петли была создана путем протягивания круглого поперечного сечения пряжи вдоль пространственной кривой, определяющей траекторию центральной линии пряжи, как показано в работе [42, 43].
Результаты исследований
Эксперимент
Полученная типичная диаграмма растяжения проволоки TiNi толщиной 60 мкм, представлена на рис. 2. Характер деформирования полностью соответствует типовым диаграммам растяжения никелид титановой проволоки с мартенситным переходом.
Методом одноосного растяжения была получена деформационная диаграмма металлотрикотажа из проволоки TiNi 60 мкм (рис. 3).
Численное моделирование
Для подтверждения гипотезы о характере неоднородного напряженно-деформированного
состояния металлотрикотажа из никелида титана методами твердотельного геометрического
моделирования подготовлена трехмерная модель трикотажной ткани (рис. 4, а) аналогичного типа по методике, описанной в [42], из которой выделен фрагмент ячейки периодичености для моделирования (рис. 4 б). В качестве геометрической модели использовался простой металлотрикотаж, известный как «одинарный трикотаж» (рис. 4, a).
а б
Рис. 4. Постановка задачи о моделировании: a - геометрическая модель исследуемого трикотажа; б - конечно-элементная модель ячейки периодичности исследуемого трикотажа со схемой граничных условий
а б
Рис. 5. Результаты моделирования: а - поля распределения эквивалентных напряжений в материале петель;
б - поля эквивалентных пластических деформаций
Граничные условия для расчетной модели, соответствуют схеме (рис. 4, б), и записываются в виде:
иу 156 = и0
и\ = 0. у 11,2
где и0 = 660 мкм - смещение узлов, соответствующее относительному удлинению ячейки, лежащих на плоскости, куда направлены стрелки 5, 6; значение и0 (мм) выбиралось, как смещение, направленное вдоль оси У. иу = 0 - неподвижное закрепление всех узлов в направлении У, куда направлены стрелки 1, 2. На плоскостях 3, 4, 7, 8 (рис. 4, а) заданы трансляционные граничные условия, моделирующие неоднократное повторение представленной сеточной модели направо и налево с подобием свойств и механического поведения. В области соприкосновения поверхностей заданы условия непроникающего контакта с коэффициентом трения ц = 0,3 [45].
Используемое определяющее уравнение [40] включает 7 констант, полученных экспериментально из деформационных диаграмм одноосного растяжения.
Модель учитывает два фазовых превращения из аустенита в мартенсит и наоборот в континуальном приближении. Мартенситная и аустенитная Ьл фракции в сумме дают 1:
4м + 4 А = 1 . (1)
Механическое поведение материала изотропно. Зависимость фазового превращения от давления моделируется с помощью функции нагрузки Друкера-Прагера:
р = д + 3ар,
я=<12 я: я,
£ = ст—р1,
р = — а :1. 3
(2)
(3)
(4)
(5)
где а - параметр материала, с - напряжение, 1 -единичный тензор, - девиаторная часть тензора напряжений. В этом случае доля мартенсита ^м определяется как:
р
р - Я
, А ^ М _ переход
ЯМА к % М
р
р - ЯМ
, М ^ А _ переход
где
ЯЛМ =стАМ (1 + а) .
ЯМ (1 + а).
цАМ _
1, если
\яАМ <р <Я™ р > 0
(6)
(7)
(8)
(9)
цМА _
{я^ < р < яМА р < 0
пАМ АМ /1 , ч Ям = ъМ (1 + а):
РМА _МА /1 , _ \
~М =СТм(1 + а),
(11) (12)
где ог
{ , стм , и ам - параметры материала.
Параметр материала а характеризует реакцию материала на растяжение и сжатие, но в данной работе не учитывался, так как нагрузка была только растягивающей, поэтому а=0. Связь напряжения и деформации выражается как:
а = Б :(е-£г),
. ¿_ ар
да
(13)
(14)
где В - матрица упругих модулей; е^ - тензор переходной деформации. Алгоритм реализации модели в программаном комплексе ЛЫ8У8 преставлен на рис. 6.
Экспериментальная методика определения материальных констант представлена на рис. 7.
Для проволоки диаметром 60 мкм значения констант равны: Еа = Ем = 27 ГПа (модули упругости полных аустенитной и мартенситной фаз); = =797 МПа (значения начального и конечного напряжений для прямого фазового перехода); оМА =505 МПа и ъма = 426 МПа (значения начального и конечного
напряжений для обратного фазового перехода), е^=0,06 (максимальная неупругая деформация фазового перехода - длина плато на рис. 2.
Формирование сложнонапряженного состояния с неоднородными полями деформаций и напряжений в материале петель подтверждается анализом результатов численного моделирования (рис. 5) растяжения ячейки периодичности исследуемого трикотажа.
Результаты моделирования показаны на рис. 5. Показаны поля распределения эквивалентных напряжений в материале петель и накопления деформаций фазового перехода.
Обсуждение результатов
Диаграмма однократного растяжения до разрыва имеет три характерных участка (рис. 2):
• первый до 2 % относительного удлинения - это участок упругой деформации аустенита В2, реологически описываемый линейно-упругой средой Гука с модулем упругости первого рода Ел для аустенита;
• второй участок вязкого течения в интервале относительного удлинения 2-7% в виде плато, связанный с прямым мартенситным превращением аустенита в мартенсит, описываемый жесткой средой Мизеса с параметром течения с* равным пределу упругости;
0
Рис. 6. Алгоритм реализации модели [46]
к к
о
К «
К
а
й
К
1600 1400 1200 1000 800 600 400 200
-Разрыв " Цикл нагрузка-разгрузка /
- АМ /
■ / /:Е =1гВ м ь]
\ / МА АМ / а а / м ■ м у ^ ■ / ✓ / / /
"Ту МА/ аг/
/\ЕА=1§а
00 0,02 0, - еь ' 04 0,06 0,08 0,10 0,12 0,14 Деформация
Рис. 7. Диаграмма растяжения для определения параметров сверхэластичности №77-проволоки
- третий участок в диапазоне от 7,5 до 12,5 % связан упругой деформацией мартенсита В19, по аналогии с упругостью аустенитной фазы, описывается линейно -упругой средой Гука с модулем упругости первого рода
Ем.
На первом участке упругой деформации аустенита при критическом уровне напряжения аустенит становится нестабильным и начинают формироваться зародыши мартенситной фазы, индуцированной напряжением. При достижении критического напряжения мартенситного сдвига мартенсит распространяется в образце под постоянным напряжением и формирует участок вязкого течения в виде плато, связанный с ростом полос мартенсита. Результатом фазового превращения является удлинение образца на 5 %. Значения условного предела текучести совпадают с пределом упругости, который равен 700 МПа.
Поведение проволочного образца отличается от деформационного поведения металлотрикотажного образца, полученного из этой же проволоки. При одноосном растяжении трикотажа из сверхэластичной проволоки ^М до разрыва были получены нелинейные деформационные зависимости с обратной выгнутостью вплоть до начала участка разрушения - реологически подобным гиперупругим [44] материалам (рис. 3). Такое поведение свойственно мягким биологическим тканям, что позволяет рассматривать металлотрикотаж для их пластики [36]. Значения напряжений на диаграмме найдены из отношения усилий при деформировании к суммарной площади сечения проволок в поперечном сечении испытываемой трикотажной ленты.
Важно отметить, что при однократном растяжении до разрушения на диаграммах для трикотажа не обнаружено участков текучести в виде плато, вызванных мартенситным переходом, которые были обнаружены при растяжении образцов из одиночной проволоки. Это может быть следствием того, что напряжения в большей части трикотажа не достигают напряжения мартенситного сдвига и остаются ниже предела упругости, а вклад участков с мартенситным переходом в общее деформационное поведение ничтожен. Нелинейное поведение на всей стадии нагружения вызвано геометрической нелинейностью его составляющих.
Установлено, что предел прочности трикотажа значительно ниже предела прочности проволоки. Так как растягивающая сила в ленте распределяется неравномерно, то таким образом снижаются механические характеристики проволоки в составе ленты, в отличие от значений, полученных при испытании проволоки вне сетки. По-видимому, в локальных зонах контактных участков петель в момент разрушений быстро и одновременно был достигнут предел прочности проволоки из-за быстрого упрочнения
сплава в мартенситном состоянии, для которого характерно хрупкое разрушение.
При обсуждении результатов следует отметить, что при одноосном растяжении трикотажа на контактных участках в местах наибольшей кривизны появляются концентраторы напряжения, а максимальные значения эквивалентных напряжений возникают в узких локализованных зонах. Анализ распределения напряжений в материале петель показал, что растяжение в интервале, даже превышающем физиологические нагрузки (>2 %), не приводит к локальным разрушениям исследуемого металлотрикотажа из никелида титана. Поле накопления деформаций фазового перехода (рис. 5, б) показывает области накопления деформаций фазового перехода. Значение 0,6 на легенде указывает на области окончания стадии мартенситного перехода, по этому изображению можно увидеть, что фазовый переход имеет место в локализованных участках объема материала. Очевидно, при дальнейшем растяжении неоднородность распределения напряжения усилится, однако области мартенситного перехода не увеличатся.
Сравнение диаграмм растяжения проволоки 60 мкм и трикотажа, сделанного из нее, и полученные результаты численного моделирования позволяют предположить, что напряженно-связанная конструкция трикотажа ограничивает проявление эффекта сверхэластичности, свойственного проволоке из-за реализации сложно-напряженного состояния в петлях.
Результаты экспериментального исследования при макроскопической оценке зоны имплантации демонстрировали отсутствие грыжевых дефектов в зоне эндопротезирования, а спаечный процесс зафиксирован только в 3 (15 %) случаях. Зона эндопротезирования отличалась эластичностью, легко поддавалась деформации. Начиная с 14 суток эксперимента на внутренней поверхности импланта отмечалось появление тонкой тканевой пленки, равномерно заполняющей поры сетчатого материала, что с трудом позволяло выделить имплант из тканевого регенерата. При гистологическом исследовании на 14-е сутки в месте операции сохранялись признаки острой воспалительной реакции, которая была преимущественно лимфо-макрофагальной, а единичные нейтрофилы встречались только вблизи элементов импланта. Между сеткой и прилежащими слоями мышц образовалась грануляционная ткань, состоящая из тонких коллагеновых волокон, мелких кровеносных сосудов и клеточных элементов, преимущественно фибробластов, лимфоцитов и макрофагов (рис. 8, а).
К 30-м суткам в инфильтрате снижалось количество лейкоцитов и увеличивалось количество фибробластов, а грануляционная ткань на поверхности имплантов отличалась лишь степенью зрелости. Количество и толщина коллагеновых волокон увеличивались, в результате чего они приобретали характерную
Рис. 8. Грануляционная ткань после имплантации металлотрикотажа из никелида титана: а - через 14 сут, окраска гематоксилином и эозином, Х400; б - через 30 сут, окраска гематоксилином и эозином, Х400; в - через 60 сут, окраска пикрофуксином по Ван-Гизону, Х400; г - формирование соединительнотканного регенерата на 14-е сутки, СЭМ, Х350
направленность вдоль нитей из Т1Ы1 и формировали пучки, повторяя структуру импланта (рис. 8, б).
На 60-е сутки вокруг импланта формировался регенерат из зрелой соединительной ткани, а к концу эксперимента вокруг импланта формировалась капсула из зрелой соединительной ткани с явлениями заполнения фибробластами и коллагеновыми волокнами сетчатой структуры импланта (рис.8, в).
Исследование препаратов с применением электронной микроскопии свидетельствовало о начале формирования соединительнотканного регенерата в местах пересечения и контакта ТгМ нитей в виде скоплений фибробластов и пучков коллагеновых волокон, формирующих сплетения различных типов (рис. 8, г). Поверхность тканевого регенерата приобретала сетчатую форму, повторяя контур импланта. К 30-м суткам коллагеновые волокна и фибробласты на отдельных участках полностью заполняли поры двухслойного импланта.
К 90-м суткам после операции прочность соединения имплантата с тканями грудной стенки значительно возрастала. На уровне оставшихся концов резецированных хрящей образовывался валик, состоящий из сформировавшейся фиброзно-хрящевой ткани, зачатком которой служит оставленная надхрящница реберной дуги. Отмечено, что хрящевая
ткань интимно прилежит и как бы «наползает» в составе соединительнотканного регенерата на поверхность импланта, а особая форма сращения на этом участке за счет сплетения и прорастания сквозь сетчатую структуру направленных
соединительнотканных пучков обеспечивает стабильность и прочность соединения.
Заключение
Диаграмма деформационного поведения проволоки при растяжении имеет три характерных участка, типичных для сверхэластичных материалов, реологически описываемых упругостью Гука на первом и третьем участках и жесткой средой Мизеса в виде плато на втором. Плато между участками упругих деформаций обусловлено фазовым переходом материала проволок из фазы В2 в В19'. Упругость первого участка характеризуется жесткостью сплава в аустенитном состоянии, третьего участка - жесткостью мартенсита.
Для одноосного растяжения металлотрикотажа до разрыва, связанного из той же проволоки ТМ, были получены нелинейные зависимости реологически подобные гиперупругим материалам, отличные от поведения отдельных проволок. Предполагается, что
напряженно-связанная конструкция трикотажа ограничивает проявление эффекта сверхэластичности, свойственного проволоке.
Методами твердотельного численного моделирования установлено, что в объеме петли реализуется сложнонапряженное состояние, приводящее к неравномерному распределению компонент деформаций, напряжений и локализации их максимальных значений в области контакта, тем самым подтверждена гипотеза о подавлении сверхэластичности ввиду конструктивных
особенностей.
Экспериментальное применение эндопротеза из двухслойного TiNi металлотрикотажа показало
Список литературы
1. Repair of orbital post-traumatic wall defects by custom-made tini mesh endografts / V. Shtin, V. Novikov, T. Chekalkin, V. Gunther, E. Marchenko, E. Choynzonov, S.B. Kang, M.J. Chang, J.H. Kang, A. Obrosov // J. Funct. Biomater. - 2019. - Vol. 10, no. 3. - P. 1-9. DOI: 10.3390/jfb10030027.
2. Biocompatibility of Porous SHS-TiNi / V. Gunter, Yu. Yasenchuk, S. Gunther, E. Marchenko, M. Yuzhakov // Materials Science Forum. - 2019. - no. 970. - P. 320-327. DOI: 10.4028/www. scientific.net/MSF .970.320.
3. Biomimetic approaches for the design and fabrication of bone-tosoft tissue interfaces / C.P. Kruize, S. Panahkhahi, N.E. Putra, P. Diaz-Payno, G. Van Osch, A.A. Zadpoor, M.J. Mirzaali // ACS Biomaterials Science & Engineering. -2023. - no. 9. - P. 3810-3831.
4. Superelastic structures: A review on the mechanics and bio-mechanics / H.B. Khaniki, M.H. Ghayesh, R. Chin, A. Marco // International Journal of Non-Linear Mechanics. - 2023. -no. 148. - P. 104275.
5. A superelastic model to capture the mechanical behaviour and histo-logical aspects of the soft tissues / K.K. Dwivedi, P. Lakhani, S. Kumar, N. Kumar // Journal of the Mechanical Behavior of Biomedical Materials. - 2021. - no. 126. -P. 105013.
6. Особенности изготовления и клинического применения пористых имплантатов из титана для лечения травм и заболеваний позвоночника / М.Ю. Коллеров, Е.А. Давыдов, Е.В. Завгородняя, М.Б. Афонина // Российский журнал биомеханики. - 2022. - Т. 26, № 1. -С. 73-84.
7. Engineering aspects of shape memory alloys / T. Duerig, K. Melton, D. Stockel, C. Wayman // Butterworth-Heinemann. -1990. - P. 130-136.
8. Эффект размягчения при циклическом растяжении трикотажа из никелида титана / Е.С. Марченко, Ю.Ф. Ясенчук, А.В. Ветрова, С.В. Гюнтер, Г.А. Байгонакова, А.С. Гарин // Механика композиционных материалов и конструкций. - 2021. -Т. 27, № 4. - С. 459-481.
9. Клиническое применение металлотрикотажа из никелида титана на основе количественной оценки реологического подобия мягким биологическим тканям / Е.С. Марченко, Ю.Ф. Ясенчук, С.В. Гюнтер, А.А. Козулин, А.В. Ветрова, А.С. Полонянкин, О.А. Фатюшина, А.Н. Вусик // Вопросы реконструктивной и пластической хирургии. -
обнадеживающие результаты. Особая структура поверхности ТМ проволоки, сформированная в процессе изготовления, а также биомеханические и биохимические свойства двухслойного
металлатрикотажа обеспечивают оптимальную интеграцию эндопротеза в тканях организма и способствуют формированию эластичного каркаса близкого к естественному. Трикотаж из ТМ в замещении сложных анатомических структур показал многообещающие результаты, что открывает перспективы для дальнейших клинических исследований.
2022. - Т. 25, № 2. - С. 68-81. DOI 10.52581/18141471/81/07.
10. Somuncu, Ö.S. Decellularization concept in regenerative medicine / Ö.S. Somuncu // Cell Biology and Translational Medicine. - 2020. - Vol. 6. - P. 71-85.
11. Extracellular matrix scaffolds for tissue engineering and regenerative medicine / S. Yi, F. Ding, L. Gong, X. Gu // Curr. Stem Cell Res. Ther. - 2017. - no. 12. - P. 233-246.
12. Novosel, E.C. Vascularization is the key challenge in tissue engineering / E.C. Novosel, C. Kleinhans, P.J. Kluger // Advanced Drug Delivery Reviews. - 2011. - no. 63. -P. 300-311.
13. Fabrication and in vivo evaluation of an osteoblast-conditioned nano-hydroxyapatite/gelatin composite scaffold for bone tissue regeneration / A. Samadikuchaksaraei, M. Gholipourmalekabadi, E. Erfani Ezadyar, M. Azami, M. Mozafari, B. Johari, S. Kargozar, S. B. Jameie, A. Korourian, A. M. Seifalian // Journal of Biomedical Materials Research Part A. - 2016. - Vol. 104, no. 8. -P. 2001-2011.
14. When size matters: Biological response to strontium-and cobalt-substituted bioactive glass particles / S. Kargozar, F. Baino, N. Lotfibakhshaiesh, R.G. Hill, P.B. Milan, S. Hamzehlou, M.T. Joghataei, M. Mozafari // Mat. Today Proc. - 2018. - no. 5. - P. 15768-15775.
15. Замещение пострезекционных дефектов перикарда, диафрагмы, грудной стенки сетчатым имплантатом из никелида титана / Е.Б. Топольницкий, Г.Ц. Дамбаев, Н.А. Шефер, В.Н. Ходоренко, Т.И. Фомина, В.Э. Гюнтер // Вопросы реконструктивной и пластической хирургии. -2012. - Т. 15, № 40. - С. 14-21.
16. Имплантаты с памятью формы в торакальной хирургии / Г.Ц. Дамбаев, Е.Б. Топольницкий, В.Э. Гюнтер, Н.А. Шефер, В.Н. Ходоренко, Е.Г. Соколович, Т.И. Фомина, В.А. Капитанов, А.А. Жеравин, С.В. Гюнтер, J.H. Kang, Ю.Ф. Ясенчук, J.S. Kim, О.В. Кокорев, Т.Л. Чекалкин, Н.В. Артюхова, М.И. Кафтаранова, Е.С. Марченко, А.В. Проскурин, А.Н. Матюнин, С.Г. Аникеев - Томск: Научно-производственное предприятие «МИЦ», 2016. - 232 с.
17. Замещение циркулярных дефектов трахеи лоскутом аутоперикарда в комбинации с никелид-титановой (экспериментальное исследование) / Е.Б. Топольницкий, Г.Ц. Дамбаев, Н.А. Шефер, В.Н. Ходоренко, В.Э. Гюнтер // Вестник новых медицинских технологий. - 2012 - Т. 19, № 3. - С. 97-100.
18.
19.
20.
21.
22.
23.
24.
25.
26.
27.
28.
29.
30.
62
Реакция тканей на сетчатый имплантат из никелида титана после замещения пострезекционных дефектов анатомических структур грудной клетки / Е.Б. Топольницкий, Г.Ц. Дамбаев, В.Н. Ходоренко, Т.И. Фомина, Н.А. Шефер, В.Э. Гюнтер // Бюллетень экспериментальной биологии и медицины. - 2012. -Т. 153, № 3. - С. 366-370.
Obrosov evaluation of clinical performance of TiNi-based implants used in chest wall repair after resection for malignant tumors / E. Topolnitskiy, T. Chekalkin, E. Marchenko, Y. Yasenchuk, S.B. Kang, J.H. Kang // J. Funct. Biomater. -2021. - Vol. 12, no. 4 - P. 60.
Constitutive relationship of fabric rubber composites and its application / X. Xu, G. Wang, H. Yan, X. Yao // Composite Structures. - 2023. - Vol. 304. - P. 116302. Numerical modeling of fiber reinforced polymer textile composites for characterizing the mechanical behavior / V. Kaushik, P. Sharma, P. Priyanka, H. Mali // Materialwissenschaft und Werkstofftechnik. - 2022. -Vol. 53, no. 10. - P. 1263-1289.
Zhao, Z. Advances in mechanical properties of flexible textile composites / Z. Zhao, B. Li, P. Ma // Composite Structures -2023. - No. 303. - P. 116350.
Study of the knitted TiNi mesh graft in a rabbit cranioplasty model / V.E. Gunther, A. Radkevich, S.B. Kang, T. Chekalkin, E. Marchenko, S. Gunther, A. Pulikov, I. Sinuk, S. Kaunietis, V. Podgorniy, M. Chang, J.H. Kang // Biomedical Physics & Engineering Express. - 2019. - Vol. 5. - P. 027005. DOI: 10.1088/2057-1976/ab0693. Численное исследование напряженно-деформированного состояния штифтовых культевых конструкций из диоксида циркония, изготовленных с использованием cad/cam-технологий / М.В. Джалалова, А.Г. Степанов, С.В. Апресян, А.И. Оганян // Российский журнал биомеханики. - 2023. - Т. 27, № 1. - С. 22-30. Оценка биомеханических свойств материалов на основе дермы для герниопластики / К.И. Мелконян, Т.В. Русинова, Я.А. Козмай, Е.А. Солоп, О.А. Москалюк,
A.С. Асякина, М.М. Манукян, К.Г. Гуревич // Российский журнал биомеханики. - 2023. - № 2. - С. 10-17. Перельмутер, М.Н. Концентрация напряжений в костных тканях и винтовых дентальных имплантатах / М.Н. Перельмутер // Российский журнал биомеханики. -2023. - Т. 27, - № 2. - С. 18-29.
Богар, М.Н. Исследование микроформовки SS316L как материала для биомедицинских применений / М.Н. Богар, О. Кулкарни, Г. Какандикар // Российский журнал биомеханики. - 2023. - Т. 27, № 4. - С. 171-185. Теплофизические аспекты обеспечения качества высокопористых имплантатов с ячеистой структурой, полученных методом селективного лазерного плавления / П.Н. Килина, Л.Д. Сиротенко, М.С. Козлов, А.А. Дроздов // Российский журнал биомеханики. - 2023. - Т. 27, № 4. - С. 200-211.
Биомеханические аспекты радиационной стерилизации композиционного материала "УГЛЕКОН-МЯ" для медицины/ В.Д. Онискив, А.В. Сотин, В.Ю. Столбов, С.М. Никулин, Е.В. Южакова // Российский журнал биомеханики. - 2023. - Т. 27, № 4. - С. 212-219. Механические свойства биосовместимых покрытий титан-стекло-углерод для применения в ортопедических имплантатах и деталях для остеосинтеза / С. Чернева,
B. Петков, С. Войнарович, А. Алексиев, О. Кислица, О. Масючок // Российский журнал биомеханики. -2023. - Т. 26, № 1. - С. 49-59.
31. Lagan, S.D. Experimental testing and constitutive modeling of the mechanical properties of the swine skin tissue / S.D. Lagan, A. Liber-Knec // Acta of Bioengineering and Biomechanics. - 2017. Vol. 19. - P. 93-102.
32. Constitutive relationship of fabric rubber composites and its application / X. Xu, G. Wang, H. Yan, X. Yao // Composite Structures. - 2023. - Vol. 304. - P. 116302.
33. Numerical modeling of fiber reinforced polymer textile composites for characterizing the mechanical behavior / V. Kaushik, P. Sharma, P. Priyanka, H. Mali // Materialwissenschaft und Werkstofftechnik. - 2022. -Vol. 53, no. 10. - P. 1263-1289.
34. Zhao, Z. Advances in mechanical properties of flexible textile composites / Z. Zhao, B. Li, P. Ma // Composite Structures. -2023. - Vol. 303. - P. 116350.
35. On the role of material architecture in the mechanical behavior of knitted textiles / D. Liu, D. Christe, B. Shakibajahromi, C. Knittel, N. Castaneda, D. Breen, G. Dion, A. Kontsos // International Journal of Solids and Structures. - 2017 -Vol. 109. - P. 101-111.
36. Softening effects in biological tissues and NiTi knitwear during cyclic loading / Y.F. Yasenchuk, E.S. Marchenko, S.V. Gunter, G.A. Baigonakova, O.V. Kokorev, A.A. Volinsky, E.B. Topolnitsky // Materials - 2021. -Vol. 14 - P. 6256.
37. Three dimensional simulation of weft knitted fabric based on surface mode / Y. Li, L. Yang, S. Chen, L. Xu // Comput. Model. Technol. - 2014. - Vol. 18. - P. 52-57.
38. Modeling of tensile and bending properties of biaxial weft knitted composites. / O. Demircan, A.R. Torun, T. Kosui, A. Nakai // Sci. Eng. Compos. Mater. - 2015. - Vol. 22. -P. 215-341.
39. Simulation of the superelastic behavior of NI-TI SMA belleville washers using ANSYS / P. Silva, A. Carlos, S. Marcelo, S. Neilor // In: 22nd International Congress of Mechanical Engineering (COBEM 2013), Ribeirao Preto, SP, Brazil, 2013.
40. Auriccho, F. A robust integration-algorithm for a finite-strain shape-memory-alloy superelastic model / F. Auriccho // International Journal of Plasticity. - 2001. - Vol. 17. -P. 971-990.
41. Three-dimensional simulation of weft knitted fabric based on surface model / Y. Li, L. Yang, S. Chen, L. Xu // Computer modeling and new technologies. - 2014. - Vol. 18, no. 3. -P. 52-57.
42. Ravandi, M. Numerical modeling of mechanical behavior of weft-knitted carbon fiber composites / M. Ravandi, S. Ahlquist, M. Banu // 8th European Conference for Aeronautics and Space Science. - 2019. - P. 1-8.
43. Numerical simulation of the mechanical behavior of a weft-knitted carbon fiber composite under tensile loading/ M. Ravandi, A. Moradi, S. Ahlquist, M. Banu // Polymers. -2022. - Vol. 14, no. 3. - P. 451.
44. Mohammed, M.A.P. Visco-hyperelastic model for soft rubber-like materials / M.A.P. Mohammed // Sains. Malaysiana. - 2014. - Vol. 43, no. 3 - P.451-457.
45. Lekston, Z. Application of superelastic NiTi wires for mandibular distraction / Z. Lekston, J. Drugacz, H. Morawiec // Materials Science and Engeneering - 2004. - Vol. 378. -P. 537.
46. Terriault, P. Non-isothermal finite element modeling of a shape memory alloy actuator using ANSYS / P. Terriault, F. Viens, V. Brailovski // Computational Materials Science -2006. - Vol. 36. - P. 397-410.
MECHANICAL BEHAVIOR OF TITANIUM NICKELIDE MATERIAL UNDER STRETCH AND EVALUATION OF BIOMECHANICAL COMPATIBILITY
E.S. Marchenko1, A.A. Kozulin1, E.B. Topolniczkij12, N.A. Shefer2, A.V. Vetrova2, M.A. Kovalyova1
1 Tomsk State University, Tomsk, Russian Federation
2 Siberian State Medical University, Tomsk, Russian Federation
ARTICLE INFO
ABSTRACT
Received: 22 September 2023 Approved: 21 May 2024 Accepted for publication: 14 June 2024
Key words:
titanium nickelide, wire, metal knitwear, modeling, endoprosthesis
The work investigated the features of the deformation behavior of metal knitwear knitted from thin wire made of a TiNi-based alloy, and also carried out an experimental assessment of its biological compatibility. The obtained experimental stress-strain diagrams fully correspond to the typical tensile diagrams of superelastic TiNi alloys with a martensitic transition. The obtained nonlinear dependences of the tension of metal knitted fabric knitted from TiNi wire are rheologically similar to hy perelastic materials and differ from the obtained tension diagrams of the original wire. It was found that the tension-bonded design of the knitted fabric limits the manifestation of the superelasticity effect characteristic of wire. It has been shown that the tensile strength of knitwear is significantly lower than the tensile strength of wire. Using numerical modeling methods, a complex stress state during deformation is shown, which leads to inhomogeneity in the distribution of stresses in the metal knitted fabric structure and the localization of their maximum values in the contact area, thereby confirming the hypothesis about the suppression of superelasticity due to design features. An analysis of the stress distribution in the material of the loops showed that stretching in the range of physiological loads does not lead to local destruction of titanium nickelide metal knitwear. The results of an experimental study with a macroscopic assessment of the implantation zone demonstrated the absence of hernia defects in the area of endoprosthetics, and the adhesive process was recorded only in 3 (15%) cases. The endoprosthesis replacement area was elastic and easily deformable. The porous structure of the TiNi wire, as well as the biomechanical and biochemical properties of the two-layer metal jersey ensure optimal integration of the endoprosthesis in the body tissues and contribute to the formation of an elastic frame close to the natural one. Bilayer TiNi knitwear has shown promising results in replacing complex anatomical structures, which opens up prospects for further clinical research._
