SU775663A1 - Visco-elastic body mechanical model - Google Patents

Visco-elastic body mechanical model Download PDF

Info

Publication number
SU775663A1
SU775663A1 SU762340972A SU2340972A SU775663A1 SU 775663 A1 SU775663 A1 SU 775663A1 SU 762340972 A SU762340972 A SU 762340972A SU 2340972 A SU2340972 A SU 2340972A SU 775663 A1 SU775663 A1 SU 775663A1
Authority
SU
USSR - Soviet Union
Prior art keywords
model
properties
elastic
viscous
blood
Prior art date
Application number
SU762340972A
Other languages
Russian (ru)
Inventor
Владимир Федорович Слесаренко
Original Assignee
За витель
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by За витель filed Critical За витель
Priority to SU762340972A priority Critical patent/SU775663A1/en
Application granted granted Critical
Publication of SU775663A1 publication Critical patent/SU775663A1/en

Links

Landscapes

  • Investigating Or Analysing Biological Materials (AREA)

Description

Изобретение относится к средствам моделирования физико-механических свойств вязкоупругих сред и может быть применено для изучения свойств биологических жидкостей, свойства которых изменяются во времени вследствие ферментативных реакций: В частности, предлагаемая модель может использоваться в качестве модели свертывающейся крови.The invention relates to means for modeling the physico-mechanical properties of viscoelastic media and can be used to study the properties of biological fluids whose properties change over time due to enzymatic reactions: In particular, the proposed model can be used as a model of coagulating blood.

Известна механическая модель вязкоупругого тела, включающая параллельно соединенные модели вязкого и упругого тел, элемент приложения напряжения сдвига [ 1 ]. Модель используется для исследования физико-механических свойств вязкоупругих сред — органических гелеобразных соединений. 15 A known mechanical model of a viscoelastic body, including parallel-connected models of viscous and elastic bodies, an element of the application of shear stress [1]. The model is used to study the physico-mechanical properties of viscoelastic media - organic gel-like compounds. fifteen

Недостатком известной модели является непригодность ее в качестве модели тел, свойства которых изменяются во времени от вязких к упругим, т.е. при перераспределении соотношения этих свойств, как, например, в процессе м свертывания крови. Кровь в результате протекающих в ней ферментативных реакций претерпевает изменение реологических свойств от вязких свойств жидкой крови (суспензия: диспер2 сионная среда - плазма, дисперсионная среда, дисперсная фаза — форменные элементы) к упругим свойствам фибриноцитарной структуры сгустка (объемная эластичная структура полимера тромбина). Промежуточная фаза свертывания характеризуется гелеобразным состоянием, в котором проявляются и вязкие, и упругие деформационные свойства с переменным соотношением. Таким образом, известная модель (модель Кальвина) может имитировать поведение свертывающейся крови в промежуточной фазе свертывания, но не моделирует начальных и конечных свойств крови. Кроме того, модель Кальвина не отражает динамики перехода свойств, что весьма важно при исследовании свертываемости крови в условиях невоспроизводимости опыта, например, in virto, невозмож ность остановить процесс свертывания на интересующей стадии подтверждает необходимость модели для исследования физико-механических свойств крови.A disadvantage of the known model is its unsuitability as a model of bodies whose properties change in time from viscous to elastic, i.e. ratio in the redistribution of these properties, such as, for example, in the process of blood coagulation m. Blood as a result of enzymatic reactions occurring in it undergoes a change in rheological properties from the viscous properties of liquid blood (suspension: dispersion medium — plasma, dispersion medium, dispersed phase — shaped elements) to the elastic properties of the fibrinocyte structure of the clot (bulk elastic structure of the thrombin polymer). The intermediate phase of coagulation is characterized by a gel-like state in which both viscous and elastic deformation properties with a variable ratio are manifested. Thus, the well-known model (Calvin's model) can imitate the behavior of coagulating blood in the intermediate phase of coagulation, but does not simulate the initial and final properties of blood. In addition, the Calvin model does not reflect the dynamics of the transition of properties, which is very important in the study of blood coagulability under conditions of irreproducibility of experience, for example, in virto, the inability to stop the coagulation process at the stage of interest confirms the need for the model to study the physicomechanical properties of blood.

Цель изобретения — обеспечение возможности изучения структурно-механических свойств неоднородных систем с перераспределяющимися во времени вязкими и упругими свойствами.The purpose of the invention is the ability to study the structural and mechanical properties of heterogeneous systems with redistributable in time viscous and elastic properties.

С этой целью вязкий и упругий элементы связаны соединяющей их траверсой шарнирно^ на траверсе установлен с возможностью воз- 5 вратно-поступательного перемещения по ней ползун, снабженный шарниром.For this purpose, the viscous and elastic elements associated crosspiece connecting them pivotally ^ on the traverse is mounted to WHO-5 VRÁTNA-translational movement of the slide therein, provided with a hinge.

Благодаря предложенной конструкции механическая модель позволяет изучать физико-механические свойства свертывающейся крови, моделируя ее на любой стадии свертывания путем перемещения точки приложения' напряжения сдвига между упругими и вязкими элементами.Thanks to the proposed design, the mechanical model allows one to study the physicomechanical properties of blood coagulation, modeling it at any stage of coagulation by moving the point of application of shear stress between elastic and viscous elements.

На чертеже изображена кинематическая схема предлагаемой механической модели вязкоуп- 15 руг ого тела.The drawing shows a kinematic scheme of the proposed mechanical model 15 vyazkoup- pyr th body.

Моделирующая упругое тело пружина 1 и поршневая пара 2, которая моделирует вязкую среду, являются элементами, составляющими противоположные звенья замкнутого четырех- ?0 звенника. Соединяющая упругий элемент I и вязкий элемент 2 со стороны приложения напряжения Р сдвига траверса 3 сочленена с элементами 1 и 2 шарнирами, а на траверсе подвижно укреплен ползун 4. Ползун 4 снабжен шар- 25 ниром 5, который является элементом приложения напряжения Р сдвига.Spring 1 simulating an elastic body and piston pair 2, which models a viscous medium, are the elements that make up the opposite links of a closed four- ? 0 link. The connecting elastic element I and the viscous element 2 from the side of the application of the shear stress P of the crosshead 3 are jointed with the elements 1 and 2 by the hinges, and the slider 4 is movably fixed on the crosshead. The slider 4 is provided with a ball- 2 5 nir 5, which is an element of the application of shear stress P.

Работу модели рассмотрим на примере исследования процесса свертывания, когда исходные и 1 пропорционально соотношению плеч. В фиксированном промежточном положении ползуна деформационные свойства модели описываются уравнением вязкоупругого тела Кельвина:We will consider the work of the model as an example of studying the coagulation process when the initial and 1 are proportional to the ratio of the shoulders. In the fixed intermediate position of the slider, the deformation properties of the model are described by the equation of the Kelvin viscoelastic body:

_ ci£ р - Е- ’ где ς, - величина деформации._ ci £ p - E- ’where ς, is the strain value.

В левом крайнем положении ползуна 4 при совпадении направления Р с осью пружины 1 - работает только звено упругости и модель представляет собой упругое тело, описываемое законом Гука:In the left extreme position of the slider 4, when the direction P coincides with the axis of the spring 1, only the elastic link works and the model is an elastic body described by Hooke's law:

Р = Ε·ε,P = Ε

При непрерывном перемещении ползуна для моделирования непрерывного процесса сверты вания вид:With continuous movement of the slider to simulate a continuous rolling process, view:

I окончатепьное уравнение модели примет где к - текущее значение плеча от направления действия Р до оси вязкого элемента 2. Моделирование свертывания крови в динамике при возмущающих воздействиях x(t) и противодействующих регулирующих воздействиях х' (t) осуществляют перемещением ползуна по закону k = f [x(t) + x'(t)J.The final equation of the model I will take where k is the current value of the shoulder from the direction of action P to the axis of the viscous element 2. Modeling of blood coagulation in dynamics under disturbing influences x (t) and opposing regulatory influences x '(t) is carried out by moving the slider according to the law k = f [x (t) + x '(t) J.

данные для моделирования получают в результате испытаний крови в коагулометре и тромбоэпастометре. На основании измеренных начальной вязкости пробы (по показателю гематокрита в коагулометре) и максимальной прочности сгустка (по максимальной упругости и тромбоэластометре) устанавливают соответствующие значения вязкости η для вязкого элемента 2 и упругости Е для упругого элемента 1 (использованная проба крови не восстанавливается и условия свертывания в натуре не воспроизводятся) .data for modeling are obtained as a result of blood tests in a coagulometer and thromboepastometer. Based on the measured initial viscosity of the sample (according to the hematocrit in the coagulometer) and maximum clot strength (according to maximum elasticity and thromboelastometer), the corresponding values of viscosity η for viscous element 2 and elasticity E for elastic element 1 are established (the used blood sample is not restored and the coagulation conditions in nature are not reproduced).

Действия с моделью начинают с исходного положения ползуна 4, когда направление напряжения Р совпадает с осью элемента 2 (т.е. крайнее правое положение). В этом положении плечо между напряжением Р и вертикальной осью элемента 2 равно нулю, а плечо между Р и осыо упругог® элемента 1 равно длине траверсы 3 — L. Поэтому действие Р будет направлено на деформацию вязкого звена 2 и повеление модели, ее деформационные свойства подчиняются закону Ньютона:Actions with the model begin from the initial position of the slider 4, when the direction of the voltage P coincides with the axis of the element 2 (i.e., the extreme right position). In this position, the shoulder between the stress P and the vertical axis of the element 2 is zero, and the shoulder between P and the axis of the elastic® element 1 is equal to the length of the beam 3 - L. Therefore, the action of P will be directed to the deformation of the viscous link 2 and the command of the model, its deformation properties obey Newton's law:

где dB/d^ — скорость деформации.where dB / d ^ is the strain rate.

При перемещении ползуна 4 влево длина траверсы 3 делится им на два плеча, через которые напряжение Р передается элементам 2When moving the slider 4 to the left, the length of the beam 3 is divided by two arms, through which the voltage P is transmitted to the elements 2

Таким образом, предложенная модель позволяет исследовать процесс свертывания крови как в динамике при переходе состояния тела от жидкого к упругому через гелеобразное, так и при заданном соотношении вязких и упругих 35 свойств в статике, как . бы в остановленном на интересующей стадии процесса.Thus, the proposed model allows us to study the process of blood coagulation both in dynamics during the transition of a body state from liquid to elastic through gel-like, and for a given ratio of viscous and elastic 35 properties in statics, like. would be stopped at the stage of the process of interest.

Claims (2)

Изобретение относитс  к средствам моделировани  физико-механических свойств в зкоупругих сред и может быть применено дл  изучени  свойств биологических жидкостей, свойства которых измен ютс  во времени вследствие ферментативных реакций : В частности, пред лагаема  модель может использоватьс  в качест ве модели свертывающейс  крови. Известна механическа  модель в зкоупругого тела, включающа  параллельно соединеннь1е модели в зкого и упругого тел, злемент приложени  напр жени  сдвига 1 . Модель исполь зуетс  дл  исследовани  физико-механических свойств в зкоупругих сред - органических гелеобразных соединений. Недостатком известной модели  вл етс  непригодность ее в качестве модели тел, свойства которых измен ютс  во времени от в зких к упругим, т.е. при перераспределении соотношени  этих свойств, как, например, в процессе .свертывани  крови. Кровь в результате протекающих в ней ферментативных реакций претерпевает изменение реологических свойств от в зких свойств жидкой крови (суспензи : дисперсионна  среда - плазма, дисперсионна  среда, дисперсна  фаза - форменные злементы) к упругим свойствам фибриноцитарной структуры сгустка (объемна  зластична  структура полимера тромбина). Промежуточна  фаза свертывани  характеризуетс  гелеобразным состо нием, в котором про вл ютс  и в зкие, и упругие деформационные свойства с переменным соотношением . Таким образом, известна  модель (модель Кальвина) может имитировать поведение свертывающейс  крови в промежуточной фазе свертывани , но не моделирует начальных и конечных свойств крови. Кроме того, модель Кальвина не отражает динамики перехода свойств, что весьма важно при исследовании свертываемости крови в услови х невоспроизводимости опыта, например, in virto, невозмож ность остановить п{ оцесс свертывани  на интересующей стадии подтверждает необходимость модели дл  исследовани  физико-механических свойств крови. Цель изобретени  - обеспечение воз.можности изучени  структурно-механических свойств неоднородных систем с перераспредел ющимис  во времени в зкими и упругими свойствами. С этой целью в зкий и упругий элементы св заны соедин ющей их траверсой тарнирно на траверсе установлен с возможностью возвратно-поступательного перемещени  по ней пол зун, снабженный шарниром. Благодар  предложенной конструкции механическа  модель позвол ет изучать физико-меха нические свойства свертывающейс  крови, моде лиру  ее на любой стадии свертывани  путем перемещени  точки приложени  напр жени  сдв га между упругими и в зкими элементами. На чертеже изображена кинематическа  схема предлагаемой механической модели в зкоупругого тела. Моделирующа  упругое тело пружина 1 и поршнева  пара 2, котора  моделирует в зкую среду,  вл ютс  элементами, составл ющими противоположные звень  замкнутого четырехзвешшка . Соедин юща  упругий элемент I и в зкий эле.мент 2 со стороны приложени  напр  жени  Р сдвига траверса 3 сочленена с элементами 1 и 2 шарнирами, а на траверсе подвижно укреплен ползун 4. Ползун 4 снабжен шарниром 5, который  вл етс  элементом приложе ни  напр жени  Р сдвига. Работу модели рассмотрим на примере иссле процесса свертывани , когда исходные данные дл  моделировани  в результате испытаний крови в коагулометре и тромбо эпастометре. На основании измеренных начальной в зкости пробы (по показателю гематокри та в коагулометре) и максимальной прочности сгустка (по максимальной упругости и тромбоэластометре ) устанавливают соответствующие значени  в зкоста т дл  в зкого элемента 2 и упругости Е дл  упругого элемента 1 (использованна  проба крови не восстанавливаетс  и услови  свертывани  в натуре не воспроизво , а тс ). Действи  с моделью начинают с исходного положени  ползуна 4, когда направление напр  жени  Р совпадает с осью элемента 2 (т.е. крайнее правое положение). В этом положении плечо между напр жением Р и вертикальной осью элемента 2 равно нулю, а плечо между Р и осью упругога элемента 1 равно длине . траверсы 3 - , Поэтому действие Р будет направлено на деформащ1ю в зкого звена 2 и поведение модели, ее деформационные свойства подвдн ютс  закону Ньютона: где - скорость деформации. При перемещении ползуна 4 влево длина траверсы 3 делитс  им на два плеча, через которые напр жение Р передаетс  элементам 2 1 пропорционально соотношению плеч. В фикированном промежточном положении ползуна еформа1-даонные свойства модели описываютс  равнением в зкоупругого тела Кельвина; dS , де , - величина деформации. В левом крайнем положении ползуна 4 - при совпадении направлени  Р с осью пружины 1 - работает только звено упругости и модель представл ет собой упругое тело, описываемое законом Гука: Р ЕЁ. При непрерывном перемещении ползуна дл  моделировани  непрерывного процесса свертывани  окончательное уравнение модели примет вид: dC k - текущее значение плеча от направлени  действи  Р до оси в зкого элемента The invention relates to modeling the physicomechanical properties of viscoelastic media and can be used to study the properties of biological fluids, whose properties change over time due to enzymatic reactions: In particular, the proposed model can be used as a coagulation blood model. A mechanical model of a viscoelastic body is known, including parallel-connected models of viscous and elastic bodies, the element of application of shear stress 1. The model is used to study the physicomechanical properties of viscoelastic media — organic gel compounds. A disadvantage of the known model is its unsuitability as a model of bodies whose properties vary in time from viscous to elastic, i.e. when redistributing the ratio of these properties, as, for example, in the process of blood clotting. As a result of the enzymatic reactions occurring in it, the blood undergoes a change in the rheological properties of the viscous properties of liquid blood (suspension: dispersion medium — plasma, dispersion medium, dispersed phase — shaped elements) to the elastic properties of the fibrillocyte structure of the clot (bulk elastic structure of thrombin polymer). The intermediate phase of coagulation is characterized by a gel-like state, in which both viscous and elastic deformation properties with a variable ratio appear. Thus, the well-known model (Calvin model) can simulate the behavior of coagulation in the intermediate phase of coagulation, but does not simulate the initial and final properties of blood. In addition, the Calvin model does not reflect the dynamics of the transition properties, which is very important in the study of blood clotting in conditions of non-reproducible experience, for example, in virto, the inability to stop the p {coagulation process at the stage of interest confirms the need for a model to study the blood's physical and mechanical properties. The purpose of the invention is to provide an opportunity to study the structural and mechanical properties of inhomogeneous systems with viscous and elastic properties redistributed in time. For this purpose, the viscous and resilient elements are connected by a crossbar connecting them, along a traverse, mounted with the possibility of reciprocating movement along it of a pole equipped with a hinge. Due to the proposed design, the mechanical model allows one to study the physicomechanical properties of coagulation blood, its model at any stage of coagulation by moving the point of application of stress to the displacement between elastic and viscous elements. The drawing shows the kinematic scheme of the proposed mechanical model in the elastic elastic body. The modulating elastic body spring 1 and piston pair 2, which simulates a viscous medium, are the elements constituting the opposite links of a closed four-part. The connecting elastic element I and the viscous element 2 on the side of application of the shear stress P of the yoke 3 are articulated with the elements 1 and 2 by the hinges, and the slide 4 is movably fixed on the yoke 4, which is an element of the attachment Shift P shift. We consider the model operation on the example of the coagulation process, when the initial data for modeling as a result of blood tests in a coagulometer and thrombotic epastometer. Based on the measured initial viscosity of the sample (in terms of the hematocrit in the coagulometer) and the maximum strength of the clot (in terms of maximum elasticity and thromboelastometer), the corresponding values of viscosity for viscous element 2 and elasticity E for elastic element 1 are established (the used blood sample is not restored and the conditions of coagulation in kind are not reproducible, but TC). The actions with the model start from the initial position of the slider 4, when the direction of the voltage P coincides with the axis of the element 2 (i.e., the extreme right position). In this position, the shoulder between the voltage P and the vertical axis of element 2 is zero, and the shoulder between P and the axis of the elastic element 1 is equal to the length. traverse 3 -, Therefore, the action P will be directed to the deformation of the viscous link 2 and the behavior of the model, its deformation properties are subject to Newton's law: where is the strain rate. When the slider 4 is moved to the left, the length of the crosspiece 3 is divided by it into two arms, through which the voltage P is transmitted to the elements 2-1 proportional to the ratio of the shoulders. In the fixed intermediate position of the slider, the eforma-daonic properties of the model are described by the alignment of the viscoelastic Kelvin body; dS, de, is the strain value. In the left extreme position of the slider 4 — if the direction P coincides with the axis of the spring 1 — only the elastic link works, and the model is an elastic body described by Hooke's law: Р Е Е. With continuous movement of the slider to simulate a continuous folding process, the final model equation will take the form: dC k - the current value of the shoulder from the direction of action P to the axis of the viscous element 2. Моделирование свертывани  крови в динамике при возмушаюших воздействи х x(t) и противодействующих регулирующих воздействи х х (t) осуществл ют перемещением ползуна по закону k (t) + x(t). Таким образом, предложенна  модель позвол ет исследовать процесс свертывани  крови как в динамике при переходе состо ни  тела от жидкого к упругому через гелеобразное, так и при заданном соотношении в зких и упругих свойств в статике, как. бы в остановленном на интересующей стадии процесса. Формула изобретени  Механическа  модель в зкоупругого тела, включающа  параллельно соединенные траверсой модели в зкого и упругого тел, элемент приложени  напр жени  сдвига, отлича.юща  с   тем, что, с целью обеспечени  возможности изучени  структурно-механических СВОЙСТЕ неоднородных систем с перераспредел ющимис  во времени в зкими и упругими свойствами, в зкий и упругий элементы св заны с соедин ющей их траверсой шарнирно, а на траверсе установлен с возможностью возвратно-поступательного перемещени  по ней ползун, снабженный шарниром. Источники информации,, прин тые во внимание при экспертизе 1. Kelvin W. Elasticity Encyclopedia Britannica , 9th et London, 1875, p. 371 (прототип).2. Simulation of blood coagulation in the dynamics with ventilated influences x (t) and opposing regulatory influences x (t) is carried out by moving the slide according to the law k (t) + x (t). Thus, the proposed model allows one to study the process of blood coagulation both in dynamics during the transition of a body state from a liquid to an elastic through a gel, and at a given ratio of viscous and elastic properties in statics, as. would be stopped at the process stage of interest. The invention of a mechanical model of a viscoelastic body, including parallel connected by a cross model of a viscous and elastic body, is an element of application of shear stress, which is different from the fact that, in order to ensure the possibility of studying structural and mechanical efficiencies of inhomogeneous systems with time redistributive viscous and resilient elements are connected to the cross-bar connecting them with a hinge, and on the traverse there is a slider equipped with a ball arnirom. Sources of information taken into account in the examination 1. Kelvin W. Elasticity Encyclopedia Britannica, 9th et London, 1875, p. 371 (prototype). -,S-, s ОABOUT
SU762340972A 1976-03-29 1976-03-29 Visco-elastic body mechanical model SU775663A1 (en)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
SU762340972A SU775663A1 (en) 1976-03-29 1976-03-29 Visco-elastic body mechanical model

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
SU762340972A SU775663A1 (en) 1976-03-29 1976-03-29 Visco-elastic body mechanical model

Publications (1)

Publication Number Publication Date
SU775663A1 true SU775663A1 (en) 1980-10-30

Family

ID=20654541

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
SU762340972A SU775663A1 (en) 1976-03-29 1976-03-29 Visco-elastic body mechanical model

Country Status (1)

Country Link
SU (1) SU775663A1 (en)

Similar Documents

Publication Publication Date Title
Gnan et al. In silico synthesis of microgel particles
Keshavarz et al. Nonlinear viscoelasticity and generalized failure criterion for polymer gels
da Silva et al. A compendium of contact force models inspired by Hunt and Crossley's cornerstone work
Mow The role of lubrication in biomechanical joints
EP1696838B1 (en) Method and system to extend testing through integration of measured responses with virtual models
EP3297792B1 (en) Control and regulation of actuators of a robot by taking into consideration ambient contacts
Niu et al. Neuromorphic meets neuromechanics, part I: the methodology and implementation
SU775663A1 (en) Visco-elastic body mechanical model
CN109044352B (en) Method for determining artificial intelligence input variable for predicting human body joint moment
Mensink et al. Wetting of polymer brushes by polymeric nanodroplets
CN106493721A (en) Joint of robot Hydraulic servo drive mechanism
EP2674314A3 (en) Transfer element for a motor vehicle
Zakaria et al. Spasticity mathematical modelling in compliance with modified ashworth scale and modified tardieu scales
Fatahian et al. A review on rheology of non-newtonian properties of blood
Kim et al. Generalized rate-and-state model linking rheology and soft matter tribology
SU777669A1 (en) Viscoelastic body model
CN103440423B (en) A kind of for measuring the model of physiological loads effect hypozygal cartilage mechanical property
Takeoka et al. Transparent and Mechanically High-Performance Soft Materials Consisting of Colloidal Building Blocks
Montgomery et al. Adaptive Neural Decoder for Prosthetic Hand Control
Ito et al. Red blood cell deformability upon continuous or repetitive loadings
Fregin Development of methods for high-throughput viscoelastic analysis for suspension as well as adherent cells
Coombes From periodic travelling waves to travelling fronts in the spike–diffuse–spike model of dendritic waves
Lacombe et al. A 3-Dimensional Dynamics Model For Generating Tracked Vehicle Seismic Signals
Gennisson Rheological Model‐based Methods for Estimating Tissue Viscoelasticity
Sfondrini et al. Influence of joint roughness on discontinuity shear strength