CC BY
91
УДК 539.3; 531/534:57
Российский Журнал
www.biomech.ru
РОЛЬ ЖИДКОЙ ФАЗЫ И ПОРИСТОЙ СТРУКТУРЫ ХРЯЩА В ФОРМИРОВАНИИ БИОМЕХАНИЧЕСКИХ СВОЙСТВ СУСТАВОВ. ЧАСТЬ 1
С.В. Шилько, С.Ф. Ермаков
Институт механики металлополимерных систем им. В.А. Белого Национальной академии наук Беларуси, Беларусь, 246050, Гомель, ул. Кирова, 32а, e-mail: [email protected]
Аннотация. Рассмотрены основные факторы, обусловливающие деформационные и фрикционные свойства хряща сустава при статическом и динамическом нагружении. Отмечается существенная нелинейность деформаций, обусловленная микрофильтрацией жидкости в хрящевом матриксе. Показано, что динамически оптимальное функционирование сустава в физиологической норме обеспечивается подвижностью двухфазной структуры хрящевой матрикс-синовиальная жидкость.
Ключевые слова: сустав, хрящевой матрикс, синовиальная жидкость,
жидкокристаллические соединения, подвижная межфазная граница,
вязкоупругость, трение.
Введение
Биологические трибосопряжения опорно-двигательной системы (суставы) демонстрируют эффективное демпфирование, сопротивляемость износу, аномально низкое трение, самозалечивание повреждений и т.д. Уникальные фрикционномеханические свойства суставов во многом обусловлены строением их контактного слоя - суставного хряща, включающего твердую фазу в виде хрящевого матрикса и жидкую фазу - синовиальную жидкость (синовию). Исследованию фрикционномеханических свойств суставного хряща и его компонентов посвящено значительное число работ, лишь часть которых [1-47] цитируется в настоящей статье, не являющейся детальным обзором. Вместе с тем представляется важным на основании имеющихся биофизических и биохимических данных выявить роль жидкой фазы и пористой структуры хряща в процессах деформирования и трения, т.е. биомеханический аспект. С этой целью авторами также приводятся результаты специально проведенных экспериментов по определению фрикционных, упругих и вязкоупругих характеристик хряща при действии статических и динамических нагрузок.
Вязкоупругие свойства хрящевого матрикса
Структура суставного хряща весьма сложна (рис. 1), а его упругость обусловлена натяжением волокнистой структуры матрикса и несжимаемостью межклеточной жидкой субстанции.
Рассмотрим более подробно механизм формирования вязкоупругих свойств хряща при динамическом контактном нагружении, характерном для функционирования сустава.
© Шилько С.В., Ермаков С.Ф., 2008
09806267
Бесклеточная зона Тангенциальная зона
Промежуточная зона
Радиальная зона
Базальная зона
Рис. 1. Структура суставного хряща (по данным работ [6, 31])
Рис. 2. Схематическое представление фрагмента суставного хряща в виде двухфазного материала с подвижной межфазной границей: 1 - хрящ (матрикс, синовия);
2 - интерстициальная жидкость; 3 - межфазная граница
При нагружении нормальным N и тангенциальным Т усилиями хрящ приобретает новые деформационные свойства, что связано с изменением соотношения твердой и жидкой фазы, схематично представленным на рис. 2.
Белым цветом на рис. 2 показана жидкая фаза: синовиальная жидкость в суставном зазоре и интерстициальная жидкость в ячейках хрящевого матрикса. Вязкий компонент синовиальной жидкости, обладающий высокой поверхностной активностью по отношению к хрящу и большими в сравнении с порами матрикса размерами молекул, остается в суставном зазоре. Массообмен между матриксом хряща и синовиальной жидкостью в суставном зазоре при чередовании нагрузки (нормальной N и тангенциальной Т компонент) и разгрузки сустава осуществляется путем движения маловязкого компонента в виде интерстициальной жидкости. В результате данного массопереноса происходит изменение соотношения жидкой и твердой фаз, то есть имеет место подвижность межфазной границы. Это приводит к благоприятному в функциональном отношении изменению механических свойств хрящевого матрикса и жидкой фазы в межсуставном зазоре.
На начальной стадии нагружения степень гидратации матрикса сохраняется, так как осмотическое давление препятствует выделению воды, особенно
А/, мкм
Рис. 3. Деформация и упругое восстановление хряща в 0,9% растворе №С1 при наличии
(1) и отсутствии (2) колебаний голеностопных суставов и их феноменологическая
модель
интерфибриллярной [7, 19, 34]. Когда нагрузка превышает осмотическое давление, из матрикса хряща экссудирует интерстициальная жидкость и наблюдается фаза ползучести. При снятии нагрузки имеет место обратное явление - поглощение жидкой фазы хрящом, причем полное восстановление его размеров возможно лишь при наличии жидкости. В работе [41] показано, что погруженный в физиологический раствор хрящ является упругим, а непогруженный - неупругим материалом. Нанесение небольшого количества жидкости на поверхность хряща, имеющего остаточные деформации, немедленно возвращает его к исходному состоянию.
Существующие подходы, как правило, основываются на неизменности структуры хряща, что ограничивает возможности анализа трибомеханических свойств при варьировании нагрузки. Рассматривая фрагмент хряща в виде двухфазного материала хрящевой матрикс-синовиальная жидкость с подвижной межфазной границей, представляется возможным описать деформационные свойства данной биоткани методами механики композитов с привлечением решений задач с изменяющимися граничными условиями.
Реологические свойства погруженного в жидкость хряща при действии нормальной нагрузки показаны на рис. 3, где также приведена соответствующая феноменологическая модель биоткани в виде соединенных упругих и вязкого элементов (см. рис. 3) [5, 10].
Как видно из рис. 3, более эффективному восстановлению начальной (до нагружения) толщины хряща способствуют колебательные движения [4]. Вероятной причиной ускоренного восстановления хряща при динамических условиях нагружения является, согласно [4, 17, 36], фильтрация жидкости через матрикс вследствие разности осмотического и гидростатического давлений из-за поочередного нахождения различных участков хрящевых поверхностей внутри жидкости. Помимо уменьшения длительности восстановления начальных размеров вытеснение и поглощение жидкости способствует также относительному постоянству деформации хряща в фазе ползучести. Отметим, что деформация сжатия хряща в жидкости меньше, чем на воздухе [12].
Существуют различные мнения о влиянии жидкости и матрикса хряща на его способность к деформации. Согласно работам [4, 32] на деформируемость хряща
сильное влияние может оказывать ионное окружение, в котором он находится. Реакция хрящевой ткани на ионную среду, по-видимому, связана с вымыванием катионов, способствующих обнажению отрицательных зарядов фиксированных сульфатных групп протеин-полисахаридов и увеличению жесткости коллоидных цепей вследствие их взаимного отталкивания. Добавление катионов приводит к обратному явлению. Это свидетельствует о том, что плотность заряда основной субстанции осмотически активна при удержании в матриксе воды. Последнее подтверждается результатами работ [40, 28], согласно которым модуль упругости хрящевой ткани при сжатии пропорционален содержанию протеогликанов. Поскольку электростатические и осмотические свойства белково-полисахаридных комплексов определяют упругие характеристики хряща, очевидно, что податливость хрящевой ткани существенным образом будет зависеть не только от свойств протеогликанов, но и от факторов, способных изменять эти свойства. Рассмотренные явления являются примером активного влияния жидкости на биомеханические свойства матрикса хрящевой ткани.
Для большинства жидких сред такое поведение нехарактерно, о чем свидетельствуют незначительные различия в их действии на упругие свойства хрящей. Так, в работах [25, 26] путем изучения вязкоупругих свойств хрящевой ткани в условиях приложения низкочастотной синусоидальной сжимающей нагрузки показано, что синовиальная жидкость и раствор Рингера оказывают практически одинаковое влияние на модуль упругости хряща.
Аналогичные результаты получены авторами при изучении деформации сжатия хрящей в динамических условиях нагружения, а именно при трении хряща по стеклу в синовиальной и псевдосиновиальной жидкостях с добавкой жидкокристаллических соединений холестерина. Испытуемым материалом служили мениски медиальный и латеральный (menisci medialis et lateralis) коленного сустава (articulatio genus) крупных животных. Их фрикционное взаимодействие изучали в паре со стеклом, неоднократно используемым в подобных экспериментах [1, 20]. Образцы биоткани размером 10x10x4 мм испытывали, минуя стадию хранения. В экспериментах использовали синовиальную жидкость и модельные смазочные системы на основе растворов высокомолекулярных соединений в виде 2% водного раствора Na-КМЦ без добавки и с добавкой жидкокристаллических соединений холестерина, а также кремнийорганическую жидкость ПМС-300, используемую в качестве смазки суставов [22, 47]. В процессе трения осуществлялось ступенчатое нагружение хряща в пределах от 0,2 МПа до 6,0 МПа и затем быстрая разгрузка до 0,2 МПа. Трибоиспытания проводили на установке торцевого трения, позволяющей измерять и автоматически контролировать силу трения, скорость скольжения, линейный износ, деформацию поверхностей трения при варьировании в широких пределах скорости скольжения и нагрузки [18].
Результаты экспериментов представлены на рис. 4. Из них видно, что в процессе нагружения деформация хряща не зависит от состава смазочной среды и ее антифрикционных свойств (рис. 4, а, в), что хорошо согласуется с данными, приведенными в работе [27]. Как и в опытах других исследователей [12, 41], на каждой ступени нагружения хряща наблюдается сначала мгновенная упругая деформация, а затем ползучесть, что объясняется для начальной стадии эластичностью коллагена, а на стадии ползучести - вытеснением из него жидкой фазы.
Однако, несмотря на кажущееся одинаковое влияние данных сред при сжатии хряща, используемые жидкие среды оказывают различное действие на восстановление при снятии нагрузки (рис. 4, б, г).
ц С-4 о" (О о" о_ о см' ю сч о го" о о ю" о (О о 1 р, МПа
0,13
;
Щ
0,08
ы. го
0,06 5- п
|_ ГО
0,04 1 О- \ б
0,02 м 1 V 2,3
2, 3
0 1 2 ) 3 4 3 5 } 60 70 80 90 100 110 МИН
т го М/1
№. 2,3^ ;1—1 0,025
0,062 1, 2, 3 и. |_ го 0,020
0,125 ги о_ 0,015
0,187 В г 1 0,010
0,250 А— , 1. И .1 | , ' 1 0,005
О 312 О
’ 1 0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100 110 I МИН
Рис. 4. Зависимости коэффициента трения ц (а, б) и относительных изменений размеров а/// (в, г) хряща от времени t при его трении по стеклу в присутствии жидких сред:
1 - кремнийорганическая жидкость ПМС-300; 2 - синовиальная жидкость;
3 - псевдосиновиальная жидкость с добавкой жидкокристаллического вещества. а, в -ступенчатое нагружение хряща от 0,2 до 6 МПа; б, г - поведение разгруженного хряща
(р = 0,2 МПа)
Установлено, что в случае естественной синовиальной жидкости и модельной смазочной системы, содержащей жидкокристаллические соединения холестерина, при снятии нагрузки в первый момент наблюдается увеличение коэффициента трения, а затем через 20-25 мин - его снижение до начальных значений. Практически одинаковые значения и характер изменения коэффициента трения при разгрузке свидетельствуют об идентичности трибомеханических свойств хряща в комплексе с синовиальной жидкостью и модельной с добавкой жидкокристаллических соединений холестерина. Напротив, при трении хрящей по стеклу в смазочных средах, не содержащих жидкокристаллические соединения холестерина (например, кремнийорганическую жидкость), при снятии нагрузки отмечается увеличение коэффициента трения в 1,5-2 раза по сравнению со значениями, регистрируемыми в начале опыта. В присутствии синовиальной и модельной смазочной жидкости с жидкокристаллическими соединениями холестерина отмечается более полное восстановление размеров хрящевого матрикса при разгрузке по сравнению с иными, не содержащими жидкокристаллические соединения холестерина, смазочными средами.
Одной из вероятных причин такого неоднозначного влияния данных сред на упругое последействие хрящевой ткани при снятии нагрузки, на взгляд авторов, является наличие в синовиальной и псевдосиновиальной жидкостях жидкокристаллических соединений с низким сопротивлением сдвигу [14, 15]. Это имеет существенное значение при динамических условиях нагружения сустава, когда наряду с нормальной нагрузкой на хрящевую ткань действуют тангенциальные усилия. При движении сдвиг локализуется не в хрящевой ткани, а в слоях жидкости, что существенно уменьшает деформацию сдвига хрящевого матрикса и вероятность
повреждения последнего, способствуя обратимости деформаций [3]. Аналогичные явления, приводящие к травме, возникают при ударной перегрузке хряща [2].
Такое поведение хрящевого матрикса при разгрузке в жидких средах может быть также обусловлено низкой смазочной способностью окружающей хрящевую ткань жидкости и конкурирующими процессами взаимодействия между ее молекулами и молекулами интерстициальной жидкости. Как известно, хрящевая ткань представляет собой высокопористый материал, и поры, средний размер которых составляет 6-10 нм, определяют механизм просачивания интерстициальной жидкости на поверхность хряща при его сжатии и обратно - при снятии сжимающей нагрузки [24, 45].
В результате деформации сдвига локализуются преимущественно в хрящевой ткани и вызывают закрытие пор матрикса. Молекулы синовии с высокой поверхностной активностью по отношению к хрящу и большими в сравнении с порами матрикса размерами могут блокировать поверхности, исключая контакт экссудированной при сжатии интерстициальной жидкости. Это препятствует просачиванию жидкости в матрикс, существенно ограничивая его набухание или восстановление при снятии нагрузки. Подтверждением такого механизма протекания данных процессов являются эксперименты, описанные в работе [44], согласно которым при трении хряща по стеклу в отсутствие окружающей жидкости восстановления хрящевой ткани не наблюдается.
Сам процесс изнашивания при трении может необратимо изменять вязкоупругие свойства хряща, приводя к удалению его поверхностного слоя, который существенно влияет на перенос жидкости [30, 43] и, в соответствии с вышесказанным, на деформацию хрящевого матрикса. Так, в работе [42] установлено, что после удаления поверхностного слоя хряща толщиной 100 мкм обмен жидкости за цикл нагружения увеличивается в два-три раза, а деформация ползучести достигает равновесного состояния примерно в два раза быстрее по сравнению с исходным хрящом.
Из пяти функционально выделяемых морфологических зон хряща поверхностная зона толщиной 200-600 мкм представляет собой наибольший интерес для формирования представлений о микроциркуляции жидкости и трении хрящевых поверхностей (см. рис. 1) [6, 16, 31]. Она характеризуется преобладанием коллагена и незначительным количеством воды и гликозаминогликанов [3, 7, 13, 16]. Пучки коллагеновых волокон диаметром 30-32 нм с периодичностью 64 нм ориентированы тангенциально, параллельно поверхности. Наружным слоем тангенциальной зоны является бесклеточная мембрана (3-4 мкм), обладающая достаточно высокой избирательной проницаемостью к низкомолекулярным веществам [7, 16]. Поверхностная тангенциальная зона служит протектором, основанием которого являются средняя и глубокая зоны.
Современные данные о строении матрикса хряща дают возможность оценить его сопротивление сжимающим и растягивающим нагрузкам, действующим в реальных суставах. Как известно, электронно-микроскопические исследования показали неоднородность строения хрящевой ткани [35, 46]. Например, в поверхностном слое коллагеновые волокна располагаются параллельно поверхности хряща, а во внутренних - под углом к ней (рис. 1). В поверхностном слое они ориентированы в направлении преимущественных перемещений в суставе, тоньше и упакованы плотнее, чем в более глубоких зонах [37, 46]. В соответствии с указанной неоднородностью строения хрящ имеет анизотропию свойств вдоль каждой из трех главных осей: двух осей в горизонтальной плоскости, ориентированных вдоль и поперек волокон, и одной -в вертикальной плоскости, т.е. по глубине хряща [10].
Выраженная структурная неоднородность и зависимость упругих свойств хряща от длительности силового воздействия обусловливают наблюдаемые в эксперименте
Таблица
Модули упругости суставного хряща при растяжении Е и сдвиге О _[36]____________________
Модуль упругости Значения, МПа Источники информации
Кратковременный Е0 12,20 2,35 [21] [41]
7,24 [21]
Равновесный Ех 0,71 [41]
3,67 [33]
Кратковременный О0 4,18 [21]
11,20
[36]
Равновесный Ох 2,65 [21]
0,90 [33]
различия в значениях модулей упругости, получаемых при кратковременных и длительно действующих нагрузках, а также в условиях сжатия, растяжения и сдвига хрящевой ткани. Так, анализ кратковременных и равновесных модулей упругости хрящевой ткани при растяжении и сжатии в [36] показывает, что одни и те же модули упругости, полученные разными авторами, существенно различаются (таблица).
Обычно считается, что модуль упругости при сжатии хрящевого матрикса находится в пределах 0,7-3,5 МПа [36, 41]. Между тем в работе [11] отмечено, что при фиксации боковой поверхности образцов хряща в жестком корпусе [23], при частоте воздействия в интервале 0,2-5 Гц, динамический модуль сжатия суставного хряща человека и животных близок к 100 МПа. Указывается также, что при сжатии на модуль упругости, оцениваемый методом стопы хрящей, существенное влияние оказывает соотношение между диаметром и высотой стопы [8, 9]. Когда высота стопы хрящей больше ее диаметра, величина модуля упругости составляет 2,0-2,5 МПа. В условиях нагружения суставов, когда диаметр образца в несколько раз больше высоты, модуль упругости при сжатии хряща достигает 1000 МПа [9]. Очевидно, что величина модуля упругости при сжатии будет зависеть и от уровня деформации хрящевого матрикса.
Действительно, из данных работы [25] следует, что изменение относительной деформации хряща в диапазоне < 0,6 в условиях приложения к ней низкочастотной
Относительная деформация хряща Д///
Рис. 5. Зависимость модуля упругости хряща от деформации при трении по стеклу в синовиальной жидкости (1) и при синусоидальном нагружении с частотой 1 Гц (2)
(1 Гц) синусоидально изменяющейся сжимающей нагрузки приводит к увеличению динамического модуля упругости с 12 до 45 МПа. Аналогичные закономерности замечены авторами при изучении деформации образцов хрящей при трении по стеклу в различных средах, а именно: с ростом относительной деформации от 0,06 до 0,28 отмечено повышение модуля упругости с 10,08 до 21,51 МПа (рис. 5).
Биомеханические свойства суставного хряща также зависят от состояния самой хрящевой ткани. Считается, что патологически измененная ткань имеет более низкие вязкоупругие свойства, чем в норме. Подтверждением являются результаты работы [29], согласно которым удаление тонкого поверхностного слоя толщиной 33-53 мкм приводит к изменению модуля упругости хряща с 8,2-10,3 до 6,8-9,3 МПа.
Таким образом, приведенный анализ подтверждает, что суставной хрящ является адаптивным физически нелинейным материалом [39], функциональные свойства которого автоматически регулируются биохимическими и биомеханическими (нагрузка, перемещение) факторами. Осуществление хрящом его функций возможно только при условии динамически оптимального соотношения хрящевого матрикса и синовиальной жидкости, что важно учитывать при создании эндопротезов [2, 38].
Список литературы
1. Боуден, Ф.П. Трение и смазка твердых тел / Ф.П. Боуден, Д. Тейбор. - М.: Машиностроение, 1968.
2. Вежхольский, К. Трибология клеток хряща в биореакторе / К. Вежхольский // Российский журнал биомеханики. - 2007. - Т. 11, № 2. - С. 50-64.
3. Ермаков, С.Ф. Влияние природы контртела и смазочной среды на трение суставных хрящей /
С.Ф. Ермаков // Трение и износ. -1988. - Т. 9, № 2. - С. 322-327.
4. Линн, Ф.К. Смазка суставов животных / Ф.К. Линн // Проблемы трения и смазки: тр. амер. общ. инж. -механиков. - 1969. - № 2. - С. 141-153.
5. Мау, В.К. Роль смазки в биомеханике суставов / В.К. Мау // Проблемы трения и смазки: тр. амер. общ. инж.-механиков. - 1969. - № 2. - C. 131-141.
6. Павлова, В.Н. Синовиальная среда суставов / В.Н. Павлова. - М.: Медицина, 1980.
7. Павлова, В.Н. Хрящ / В.Н. Павлова, Т.Н. Копьева, Л.И. Слуцкий и др. - М.: Медицина, 1988.
8. Прохорова, Т.А. Влияние нормального давления и температуры на фрикционные свойства суставных хрящей / Т.А. Прохорова. - Деп. в ВИНИТИ 13. 02. 86, №1080, 15 с.
9. Прохорова, Т.А. Фрикционные свойства суставных хрящей при внезапном приложении нормальной нагрузки / Т.А. Прохорова. - Деп. в ВИНИТИ 13. 02. 86, №1081, 26 с.
10. Ройтберг, Г.И. Деформативность силиконового эластомера как механического аналога хрящевой ткани / Г.И. Ройтберг, Р.З. Рахимов, А.К. Валиев и др. // Тр. Риж. НИИ травмат. и ортоп. - 1975. -№ 13. - С. 118-123.
11. Романовская, А.М. Амортизационные свойства некоторых тканей и конструкций опорного аппарата млекопитающих / А.М. Романовская, Ю.С. Зуев, М.Н. Хотимский // Мех. композ. матер. - 1985. -№ 5. - С. 911-915.
12. Романовская, А. Н. Сравнительное изучение реологических свойств синтетических и биологических полимерных материалов на примере наполненной силиконовой резины и суставного хряща человека и животных / А.Н. Романовская, Г.Л. Воскресенский // Мех. композ. матер. - 1984. - № 5. - С. 906909.
13. Basic orthopaedic biomechanics / Ed. V.C. Mow, W.C. Hayes. - New York: Raven Press, 245-293, 1991.
14. Beloyenko, E. Cholesterol liquid crystals (ChLC) effect on cartilage matrix structures and cells / E. Beloyenko, S. Ermakov, O. Eismont // Abstr. Symp. SIROT. - Haifa, 1997. - P. 93.
15. Beloyenko, E. The role of the synovial medium in the development of articular pathology / E. Beloyenko, S. Yermakov, O. Eismont, et al. // Abstr. 27 Congr. of Polish Orth. and Traumat. Soc. - Szczecin, 1990. -P. 65.
16. Biomechanics of diarthrodial joints / Eds. V. C. Mow, A. Ratcliffe, S. L.-Y. Woo. - New York, Berlin, Heidelberg, London, Paris, Tokyo, Hong Kong: Springer - Verlag. - 1990. - Vol. 1.
17. Elmore, S.M. Nature of imperfect elasticity of articular cartilage / S.M. Elmore // J. Appl. Physiol. - 1963. -No. 18. - P. 393-396.
18. Ermakov, S.F. Influence of nature of rubbing surfaces and lubricant on articular cartilage friction / S.F. Ermakov, B.I. Kupchinov, V.G. Rodnenkov, E.D. Beloenko, O.L. Eismont // Acta of Bioengineering and Biomechanics. - 2001. - Vol. 3, No. 1. - P. 65-71.
19. Fulkerson, J.P. Articular cartilage. Chapter 12 / J.P. Fulkerson, C.C. Edvards, O.D. Chrisman // The Sci. Basis of Orthop. - 1987. - Second Edition. - Los Altos. - P. 347-371.
20. Gvozdanovic, D. Formation of lubricating monolayers at the cartilage surface / D. Gvozdanovic, V. Wright, D. Dowson // Ann. Rheum. Dis. - 1975. - No. 34. - P. 100-106.
21. Hayers, W.G. Viscoelastic properties of human articular cartilage / W.G. Hayers, L.F. Mocros // J. Appl. Physiol. - 1971. - No. 31. -P. 562-568.
22. Helel, В. Artificial lubrication of joints: use of silicone oil / В. Helel, В.S. Karadi // Ann. Phys. Mech. -1968. - No. 9. - P. 334-340.
23. Higgison, G.R. The mechanical stiffness of articular cartilage in confined oscillating compression / G.R. Higgison, J.E. Snaith // Eng. Med. -1979. - Vol. 8, No. 8. - P. 11-14.
24. Jin, Z.M. The effect of porosity of articular cartilage on the lubrication of a normal human hip joint / Z.M. Jin, D. Dowson, J. Fisher // Proc. Inst. Mech. Eng. - 1992. - No. 206. - P. 117-124.
25. Johnson, C.R. A new approach to the determination of the elastic modulus of articular cartilage / C.R. Johnson, D. Dowson, V. Wright // Ann. Rhem. Dis. -1975. - No. 34. - P. 116-117.
26. Johnson, C.R. The elastic behaviour of articular cartilage under a sinusoidally varying compressive stress /
C.R. Johnson, D. Dowson, V. Wright // Int. J. Mech. Sci. - 1977. - Vol. 19, No. 5. - P. 301-308.
27. Johnson, G.R. A new approach to the determination of the elastic modulus of articular cartilage / G.R. Johnson, D. Dowson, V. Wright // Ann. Rhem. Dis. - 1975. - No. 34. - P. 116-117.
28. Kempson, G.E. Patterns of cartilage stiffness on normal and degenerate human femoral heads / G.E. Kempson, C.J. Spivery, S.A.V. Swanson, et al. // J. Biomech. - 1971. - No. 4. - P. 597.
29. Kempson, G.E. The determination of a creep modulus for articular cartilage from identation tests on the human femoral head / G.E. Kempson, M.A.R. Freeman, S.A.V. Swanson // J. Biomech. - 1971. - Vol. 4, No. 4. - P. 239-250.
30. Kwan, M. Fluid flow through articular cartilage under various geometrical configurations of compressive loading / M. Kwan, W.M. Lai, V.C. Mow // Ann. Biomedic. Eng. - 1983. - Vol. 11, No. 1. - P. 37.
31. Lanc, J.M. Review of articular cartilage collagen research / J.M. Lanc, U. Weiss // Arth. Rheum. - 1975. -Vol. 18, No. 6. - P. 553-562.
32. Ling, F.F. A new model of articular cartilage in human joints / F.F. Ling // Trans. ASME. - 1974. -Vol. F96, No. 3. - P. 449-454.
33. Linn, F.C. Lubrication of animal joints. - The arthrotripsometer / F.C. Linn // J. Bone Joint Surg. - 1967. -Vol. 49A. - P. 1079-1098.
34. Maroudas, A. Measurement of swelling pressure in cartilage and comparison with the osmotic pressure of constituent proteoglycans / A. Maroudas, C. Bannon // Biorheology. - 1981. - Vol. 18, No. 3. - P. 619-632.
35. Maroudas, A. Permeability of articular cartilage / A. Maroudas, P. Bullough // Nature. - 1968. - No. 219. -P. 1260.
36. McCutchen, C. W. The frictional properties of animal joints / C.W. McCutchen // Wear. - 1962. - No. 5. -P. 1-17.
37. Meachim, G. Collagen allignments and artificial splits at the surface of human articular cartilage /
G. Meachim, D. Denham, I.H. Emery, P.H. Wilkinson // J. Anat. - 1974. - No. 118. - P. 101.
38. Pinchuk, L.S. Tribology and Biophysics of Artificial Joints / L.S. Pinchuk, V.I. Nikolaev, E.A. Tsvetkova, V.A. Goldade. - Elsevier, 2005.
39. Pleskachevsky, Yu.M. Methods of wear reducing based on bioprototypes of tribojoints / Yu.M. Pleskachevsky, S.V. Shilko, S.F. Ermakov // Journal of Synthetic Lubrication. - 2005. - Vol. 22, No. 4. - P. 225-236.
40. Roth, V. Correlation of intrinsic compressive properties of bovine articular cartilage with its uronic acid and water content / V. Roth, V.C. Mow, D.R. Lai, et al. // Proc. Orth. Res. Soc. - 1981. - No. 6. - P. 49-57.
41. Sokoloff, L. Elastitity of aging cartilage / L. Sokoloff // Fed. Proc. - 1966. - Vol. 25, No. 3. - P. 1089-1095.
42. Torzilli, P.A. Mechanical response of articular cartilage to an oscillating load / P.A. Torzilli // Mech. Res. Commun. - 1984. - Vol. 11, No. 1. - P. 75-82.
43. Torzilli, P.A. Movement of interstitial water through loaded articular catilage / P.A. Torzilli, D.A. Dethmers,
D.E. Rose, H.F. Schryuer // J. Biochem. - 1983. - Vol. 16, No. 3. -P. 169-179.
44. Uchids, S. Frictional behaviour and viscoelastic properties of articular cartilage / S. Uchids, M. Morita,
H. Fujimasu // J. Jap. Soc. Lubric. Eng. - 1978. - Vol. 23, No. 2. - P. 117-123.
45. Walker, P.S. Comparison of the bearing performance of normal and artificial human joints / P.S. Walker, B.L. Gold // Trans. ASME. - 1973. - Vol. F95, No. 3. - P. 334-341.
46. Weiss, C. An ultrastructural study of normal young adult human articular cartilage / C. Weiss, L. Rosenberg, A.J. Helfet // J. Bone Joint Surg. - 1968. - Vol. 50A. - P. 663.
47. Wright, V. Evaluation of silicone as an artificial lubricant in osteoarthrotic joints / V. Wright, D.J. Haslock,
D. Dowson // Br. Med. J. - 1971. - No. 2. - P. 370-377.
THE ROLE OF LIQUID PHASE AND POROUS STRUCTURE OF CARTILAGE IN FORMATION OF BIOMECHANICAL PROPERTIES OF JOINTS. PART 1
S.V. Shilko, S.F. Ermakov (Gomel, Belarus)
The main factors governing deformational and frictional properties of the cartilage are examined under static and dynamic loading. A significant nonlinearity of strains resulting from microfiltration of fluid in the cartilage matrix has been recorded. It is proved that the optimum dynamic functioning of a joint in physiological norm is conditioned by mobility of the biphase structure “cartilage matrix - synovial fluid”.
Key words: joint, cartilage matrix, synovial fluid, liquid-crystalline compounds, mobile interface, viscoelasticity, friction.
Получено 27 ноября 2007
