模拟关节腔复合机械应力细胞加载装置

摘要

本发明是一种模拟关节腔复合机械应力细胞加载装置。包括有剪切力模块，拉/压应力模块和冲击力模块。剪切力模块通过直线电机驱动带动平行于培养腔底部的滑片作水平方向的往复运动，产生脉动流体剪切力；拉/压应力模块通过直线电机驱动环形压头在培养腔底部的环形凹槽中作垂直方向的往复运动，从而对培养腔底部的硅胶膜产生周向拉伸，产生周期性的拉/压应力；冲击力模块通过直线电机驱动夯锤撞击培养腔底部，产生周期性的冲击力。本发明模拟关节腔滑膜组织在生理状况下所承受的机械应力，既可单独施加脉动流体剪切力、拉应力或压应力、冲击力，又可以施加两、三种机械应力结合的复合应力，具有可控性好，操作简单，精度高，误差小等特点。

说明书

技术领域

本发明属于医学实验仪器，具体是一种模拟关节腔滑膜组织在生理状况下受到机械应力的实验装置。可在细胞试验中，单独施加流体剪切力，拉/压应力或冲击力，又可以同时产生两、三种机械应力结合的复合应力。

背景技术

根据生物力学和生物医学工程的发展，用细胞力学方法研究滑膜等组织在各种力学状态下的响应是国际医学研究的热点，并且机械应力在类风湿关节炎、骨关节炎和韧带损伤中的作用，越来越受到人们的重视。Sun HB等采用了一个脉动流装置如图1来研究关节腔内滑膜组织和软骨细胞对流剪切力的响应，这种装置采用一个与培养腔底部平行的矩形滑片，在电机的驱动下做平行于培养腔底部的往复运动，其计算机模型证明这是目前最接近于关节腔生理状况的装置，但是矩形滑片与关节盘的形状相差甚远Journal ofBiomechanics 37(2004)939-942；Irene等采用了一个简便的装置如图2来模拟运动中关节腔组织所承受的冲击力，但不能施加周期性的冲击力Journal ofSports Science and Medicine(2004)3，37-43；Lee等在1996年发明的等双轴牵张装置，由于不用考虑细胞的取向而被广泛使用，可对细胞进行施加静态的拉应力或压应力Am J Physiol.1996 Oct；271(4 Pt 1)：C1400-8。

关节组织在生理状况下，同时受到两、三种机械应力的作用。因此需要一种既可单独产生周期性的拉应力、压应力、脉动流体剪切力和冲击力，又可以同时对细胞施加两种或三种机械应力结合的复合应力的装置。

发明内容

本发明的目的在于对本技术领域已有的各种细胞力学加载装置进行有效改进和有机组合，提供一种模拟关节腔复合机械应力细胞加载装置，既可单独产生周期性的拉/压应力、脉动流体剪切力和冲击力，又可同时对细胞施加两种或三种机械应力结合的复合应力。

本发明的目的是通过下述方案来实现的：即一种模拟关节腔复合机械应力细胞加载装置，包括控制系统和执行机构，其中控制系统包括中央处理器27、驱动电路26、执行电路28和电源电路25；其特征在于执行机构包括培养腔模块32、流体剪切力模块29、拉/压应力模块30和冲击力模块31，其中培养腔模块32的培养腔内由硅胶膜6垫在带有环形槽的培养腔底部，细胞5黏附在硅胶膜6上；在培养腔底部所述环形槽的上方具有由直线电机3带动垂直往复移动的，并能进入所述培养腔底部环形槽而对硅胶膜施加拉、压力的环形压头1，它与培养腔一同构成拉/压应力模块30；在培养腔内的硅胶膜6上方具有由直线电机带动水平往复移动的圆形滑片8，它与培养腔一同构成流体剪切力模块29；冲击力模块31由培养腔32和位于底部的由直线电机带动往复直线移动并可撞击培养腔底部的夯锤16构成。

本发明的特点如下：

(1)可单独产生不通强度的等双轴拉伸应力或压缩应力、不同方向和大小的脉动库爱特流体剪切力和不同频率和大小冲击力；

(2)可以同时产生两种或三种机械应力结合的复合应力；

(3)采用了多项新技术，以保证整机具有精确、高效、长寿命、稳定的特性；

(4)采用直线电机和防腐耐磨材料，保证整机体积和重量轻便，精确度大大提高；

(5)采用抗冲击聚苯乙烯，保证培养腔寿命和细胞适应性；

(6)计算机控制，操作高效便捷。

所以，本发明可产生不同强度的拉应力或压应力，不同方向和大小的脉动库爱特流体剪切力和不同频率和大小的冲击力，具有可控性好，操作简单，重复精度高，误差小等特点。

附图说明

下面结合附图给出的实施例进一步详述本发明，但本发明不仅限于附图所示实施例。

图1是本发明的执行机构机构示意图；

图2是本发明的执行机构培养腔及拉应力压应力模块剖视图；

图3是本发明的执行机构流体剪切力模块剖视图；

图4是本发明的执行机构冲击力模块剖视图；

图5是本发明的执行机构执行机构培养腔的俯视图；

图6是本发明结合控制系统的结构方框图。

图1，图2，图3，图4，图5中，1-环形压头，2-培养腔壁，3-直线电机、4-O形固定圈，5-细胞，6-硅胶膜，7-培养腔底部，8-圆形滑片，9-滑杆，10-横向轴承，11-直线步进电机，12-连杆，14-夯锤壁，15-连杆，16-夯锤，17-直线功电机，18-导向条，19-固定杆，20-加强圈，21-底壁，22-中支板，23-顶壁，24-支杆。

具体实施方式

参见附图：本发明所述的培养腔模块的培养腔由培养腔壁壁2与培养腔底部7螺纹3连接组成；硅胶膜6垫在带有环形槽的培养腔底部，其四周由O形固定圈4固定在培养腔壁2的底部，细胞5黏附在硅胶膜6上；培养腔内具有环形压头1，可在培养腔底部7的圆形凹槽中作垂直方向的往复运动，环形压头1侧壁上具有导向条18与培养腔内壁的导向槽配合，可防止环形压头1与培养腔壁2之间的转动，保证硅胶膜6和黏附的细胞5保持稳定，整个培养腔模块32通过与固定杆19焊接在一起的加强圈20固定，整个运行过程中，培养腔模块32始终保持在初始位置。

流体剪切力模块29由直线电机11、滑杆9、圆形滑片8等和培养腔模块32组成。硅胶膜6由O形固定圈4和培养腔底部7与培养腔壁2的结合来固定，细胞5黏附在硅胶膜6上，处于由环形压头1和培养腔底部7所构成的圆形空间中，直线步进电机11驱动滑杆9在横向轴承10的支撑下作往复运动，直线电机11通过与培养腔模块32同样的方法固定在顶壁23上，通过与滑杆9垂直的连杆带动圆形滑片8在硅胶膜6上方0.2cm处作振幅为2cm的往复运动，从而在两者之间产生不同频率的脉动流体剪切力；通过培养腔模块32整体在初始位置的转动，可实现不同方向的剪切力。

拉/压应力模块30由直线电机3、四根连杆12、环形压头1和培养腔模块32组成。硅胶膜6由O形固定圈4固定在培养腔壁2底部，培养腔壁2和培养腔底部7通过螺纹紧密连接，使硅胶膜9紧密的铺在培养腔底部2的圆形平板上，直线电机3通过四根固定在环形压头1上的连杆12，驱动环形压头1底部由初始位置即硅胶膜6上，在培养腔底部7的圆形凹槽中作竖直方向的往复运动，从而使硅胶膜6受到周期性的等双轴牵张，通过控制环形压头1底部的初始位置和步进电机3的步数，可使硅胶膜9受到不同程度的压应力或拉应力，由此，黏附在硅胶膜6上的细胞5可受到不同程度的等双轴拉应力或压应力。

冲击力模块31由直线电机17、夯锤16、夯锤壁14和培养腔模块32组成。硅胶膜6紧密的贴在培养腔底部7的圆形平板上，直线电机17驱动夯锤16在夯锤导向筒14的限制下，对培养腔底部7作周期性的撞击，黏附在硅胶膜6上的细胞5会受到一定频率、大小可控的冲击力。夯锤壁通过与培养腔模块32同样的方法固定在固定杆19，固定杆焊接在中支板22上，直线电机17通过螺栓、螺母固定在底壁21上。

上述方案中，直线电机5、11、3、精确定位控制器33、34、压力传感器35和控制系统由常州直线电机公司提供，不属于本专利保护范围。

工作过程

由电源电路25将交流电压将压整流处理为直流电压，向其他电路提供电源。中央处理电路27控制定时、位移、功率和频率。驱动电路26提供放大信号为直线电机提供各种电流及频率。直线电机11执行中央处理电路27命令，运行各种频率及指定振幅，带动圆形滑片8在硅胶膜9上方0.2cm处作水平方向的往复运动，产生不通大小的脉动流体剪切力；直线电机3执行中央处理电路命令，运行各种频率和制定的位移，驱动环形压头1在培养腔底部7的凹槽中作垂直方向的往复运动，对硅胶膜6进行周向拉伸，从而产生不通大小的拉应力或压应力；直线电机17执行中央处理电路命令，运行各种频率和力，对培养腔底部7进行撞击，从而使黏附在硅胶膜6上的细胞5受到一定大小和频率的冲击力；三个直线电机同时接受命令，可对细胞5施加复合应力。

在附图给出的实施例中，圆柱形培养腔由培养腔壁2上的螺纹与培养腔底部7上的螺纹连接组成，硅胶膜6由O形固定圈4固定在培养腔壁2的底部，细胞5黏附在硅胶膜6上，环形压头1位于培养腔壁2内部，可以垂直运动至培养腔底部7中的圆形凹槽，环形压头1上的导向条18可防止环形压头1与培养腔壁2之间的转动；培养腔壁2内径35cm，外径45cm，环形压头1和培养腔底部7的圆形凹槽厚度均为10cm，两者间涂以无毒润滑剂。

如图所示，硅胶膜6由O形固定圈4和培养腔底部7与培养腔壁2的结合来固定，细胞5黏附在硅胶膜6上，处于由环形压头1和培养腔底部7所构成的圆形空间中，直线步进电机11驱动滑杆9在横向轴承10的限制下作往复运动，通过连杆12带动圆形滑片8在硅胶膜6上方0.2cm处作振幅为2cm的往复运动，从而产生脉动流体剪切力。通过培养腔在原位置的转动，可实现不同方向的剪切力；圆形滑片8半径为15mm，圆形滑片8与硅胶膜6之间的流体剪切力dyn/cm²近似为：

                       τ_max＝2πuf/h

u-培养液粘性poise；f-往复运动的频率Hz；h-圆形滑片8与硅胶膜6之间的距离cm。

如图所示，硅胶膜6由O形固定圈4固定在培养腔壁2底部，培养腔壁2和培养腔底部7通过螺纹紧密连接，使硅胶膜9紧密的铺在培养腔底部2的圆形平板上，直线步进电机5通过四根固定在环形压头1上的连杆2，驱动环形压头1由初始位置向培养腔底部7的圆形凹槽作竖直方向的往复运动，从而使硅胶膜6受到周期性的牵张，通过控制环形压头1底部的初始位置和步进电机3的步数，可使硅胶膜9受到不同程度的压应力或拉应力，黏附在硅胶膜6上的细胞5可受到不同程度的等双轴拉应力或压应力。硅胶膜6上的线性牵张比例ε与环形压头1的内径r和垂直方向的位移p之间的关系为：

                     ε＝1.160(p/r)

如图所示，硅胶膜6紧密的贴在培养腔底部7的圆形平板上，直线电机17驱动夯锤16在夯锤壁14的限制下，对培养腔底部7作周期性的撞击，黏附在硅胶膜6上的细胞5会受到周期性的冲击力，其效果和图3中的从高度H落下相当。电机的功率p由下面公式决定。

$>\frac{}{}>=>>M>1>>gH>+>>M>2>>gL>$>

f-夯锤16往复运动的频率；M1-培养腔的质量；M2-夯锤16的质量；H-模拟坠落高度；L-夯锤16的行程。

如图所示，培养腔壁2和培养腔底部7通过螺纹3紧密结合，由培养腔壁外的加强圈螺栓、螺母紧密的固定，加强圈20——焊接在三根固定在中支板22的支杆24上；固定在顶壁23上的直线步进电机3通过四根连杆12，驱动环形压头1作往复运动，使黏附在硅胶膜上6的细胞5受到压应力或拉应力；由两根支杆和固定圈固定的直线电机11驱动滑杆9在两个横向轴承10的限制下作水平方向的往复运动，使圆形滑片8在硅胶膜6上方作往复运动，使细胞5受到脉动流体剪切力；固定在底壁上的直线功电机17驱动夯锤16在夯锤壁14的限制下，对培养腔底部7作周期性撞击，使细胞5受到周期性的冲击力。

图6中，26-驱动电路，27-中央处理器，28-执行电路，29-流体剪切力模块，30-拉压应力模块，31-冲击力模块，33，34-光学定位控制器，35-压电传感器。光学定位控制器33可以精确的控制滑杆9水平方向的运动进程；光学定位控制器34可以精确控制环形压头1垂直方向的运动进程；固定于硅胶膜6下部的压电传感器35可将力学信号转化为电信号，从而可以得知细胞5所承受的冲击力。

如图6所示为本装置的控制系统，不属于本专利保护范围。