骨陷窝-骨细胞形状和方向对骨单元内液体流动行为的影响

骨组织内的流体流动不仅为骨细胞的生存提供了充足营养供应及代谢物排放途径,也在骨重建过程中起到关键作用. 为了更精确地阐明骨内液体流动的具体形式,这项研究利用骨陷窝-骨细胞的密度,形态和方向等参数来计算骨单元内液体的流动行为. 首先,计算出不同形状和方向的骨陷窝周围骨小管的数量及分布情况,其次利用算出的参数以及骨组织其他微结构数据来估计骨组织的渗透率和孔隙率等参数,最后根据计算所得的参数建立骨单元的多孔弹性力学有限元模型,并分析了在轴向位移载荷作用下骨陷窝形状和方向对骨单元内液体渗流行为的影响. 结果表明,在所研究的参数范围内不同骨单元模型的相同区域上,骨陷窝形状影响下的骨单元最大压力和流速比最小的分别增加了86%和18%;骨陷窝方向影响下的最大压力和流速比最小的分别增加了125%和56%. 伸长形骨陷窝对单个骨单元局部压力的影响远大于扁平形和圆形骨陷窝. 骨陷窝从0°绕$x$轴旋转到90°过程中压力是逐渐降低的,且30°,45°和60°的模型对骨单元内局部流速有显著影响. 该模型表示骨陷窝的形状和方向以及骨小管的三维分布对骨单元内液体压力和流速幅值及沿不同方向的流动差异有显著的影响. 这项研究将有助于精确量化描述骨内液体的流体行为.      

一种骨小管中液体流动产生的流量及切应力模型

骨组织受力变形后其内部液体就会流动,同时在其微观结构——骨单元壁中扩散,并进一步产生一系列与骨液流动相关的物理效应,如流体剪切应力、流动电位等,这些物理效应被细胞感知并做出破骨或成骨等反应,来使骨适应外部载荷环境.鉴于骨组织产生的内部液体流动很难实验测定,理论模拟是目前的主要研究手段.基于骨单元的多孔弹性性质建立了骨小管内部液体的流动模型,该模型将骨单元所受的外部载荷与骨小管内部液体的压力、流速、流量和切应力联系起来,并进一步可以研究其力传导与力电传导机制.骨小管模型的建立分别基于中空和考虑哈弗液体的骨单元模型,并考虑了骨单元外壁的弹性约束和刚性位移约束两种边界条件.最终得到骨单元在外部轴向载荷作用下,骨小管内部液体的流量及流体切应力的解析解.结果表明:骨小管中的液体流量与流体切应力都正比于应变载荷幅值和频率,并由载荷的应变率决定.因此应变率可以作为控制流量和流体切应力的一种生理载荷因素.流量随着骨小管半径的增大而非线性增大,而流体切应力则随着骨小管半径的增大而线性增大.此外,在相同的载荷下,含哈弗液体的骨单元的模型中,骨小管中液体的流量和切应力均大于中空骨单元模型.     

加载速率对骨的流动电位的影响

骨受力变形时所引起的压力驱动骨内哈佛氏管或骨小管内的液体流动,是骨内出现流动电位的外部原因.由于人体经常受动态载荷作用,研究骨在动态加载过程中流动电位的变化,更有助于了解骨细胞周围电环境的性质.为此,设计了流动电位测试系统,在骨试样两端施加梯形压力波.实验测量了在不同加载速率下流动电位的变化波形.结果显示,加载速率越高,流动电位有减小的趋势.分析认为这是由于微管中局部产生的湍流引起的.     

肾小管中液体流动特性的分析

本文分折了肾小管中液体的流动特性,假定穿过管壁流体的泸过现象服从一般的Starling定律,通过求解小Re数时的NaVjcr-Stokes方程,求得小管内流体压力,速度与流量的分析表达式,在此基础上,提出确定表征管壁渗透特性的参数的方法,所得结果与实验结果吻合得较好。     

考虑载荷特性的骨重建力学调控机制

骨组织具有适应变化力学环境的能力.通过分析骨组织适应力学环境的调控机制,吸纳工程强度设计准则思想,提出考虑载荷特性的骨重建力学调控机制,探讨载荷特性对力学激励的影响,对牙槽骨“张力区骨增生和压力区骨吸收”的现象进行分析和数值模拟.结果表明考虑载荷特性的骨重建力学调控机制是合理的,是骨重建力学调控机制理论的补充和完善.     

骨组织细胞的力学调控研究

力学环境是影响骨组织细胞形成、增殖和功能成熟的一个重要因素. 骨细胞是力学感受细胞, 将力学信号传递给效应细胞; 成骨细胞、破骨细胞为力学效应细胞, 使骨形成和骨吸收处于动态平衡以维持骨力学稳定性. 目前对骨组织细胞间力学调控的机理仍不甚清楚. 综述了骨组织细胞力学生物学作用和细胞间力学调控的一些相关问题. 在概述了成骨细胞、骨细胞和破骨细胞的生物学特性基础上,阐述了骨重建力学调控理论,成骨细胞、骨细胞和破骨细胞生物力学效应和细胞间力学调控最新研究进展. 最后对骨组织细胞三维网络间力学调控研究做出展望.     

WATER HAMMER PRESSURE OF HYDRAULIC LIFTING PIPELINE IN DEEP-SEA MINING PILOT SYSTEM

深海采矿系统可能由于突然停泵、断电或机械故障等引起提升管道中流体速度瞬间变化, 导致管道内压力剧烈变化, 这种水击现象对管道破坏极大. 基于固液两相流体连续性原理和动量定理, 推导出含粗颗粒的固液两相流体管道水击压力的计算公式. 采用深海采矿中试系统参数, 模拟计算不同水体流速、不同流体浓度以及不同管径条件下的水击压力. 分析结果表明, 流速、体积浓度和管径是影响水击压力的重要因素, 其中, 流速影响最大. 研究结果可为深海采矿系统工程设计提供依据.     

基于CFD流态分析技术的座便器虹吸管道优化设计

在Fluent软件中应用RNG $k$-$\varepsilon$湍流模型及流体体积函数(VOF)对座便 器内部三维湍流流动进行了雷诺平均N-S方程的数值模拟，得到 了座便器内流场三维流动形态，研究了座便器虹吸管内流动规律，分析了虹吸管形状对流速 分布、压力分布及虹吸性能的影响，以三维湍流场的分析结果为依据，实现了座便器虹吸管 道的优化设计. 通过PIV测试数据验证了三维湍流数值模拟结果的准确性.     

微管中非混溶两种流体运动界面的特征

以平流泵为压力源,在不同管径的石英微管中进行流动试验,显微镜观察和拍摄水-气界面和油-水界面,在微米尺度下进行了不同流速的运动界面实验,研究了微管中非混溶两种流体运动界面的特征,以及润湿性对流体在微管中流动界面的影响.实验中观察到了润湿界面的滞后现象,即界面随流速的不同而改变的现象.实验结果表明:水在微管中流动的气液界面随着流速的不同形状发生改变,流速较小时,界面基本保持为凹液面;随着流速的增加,液面由凹液面向平液面发展,进而发展为凸液面.在表面张力的作用下,微管的尺寸越小,两种流体的性质差别越大,界面的润湿滞后现象越不明显,讨论了界面和润湿滞后存在的问题和可能的应用.     

液体密封端面倾斜椭圆孔上游泵送特性

气液异相介质隔离密封的实现有赖于密封端面几何型槽的上游泵送特性，为探索多孔端面实现液封气密封的设计途径，对液体密封端面倾斜椭圆孔上游泵送特性开展研究. 考虑空化效应，采用有限差分方法对转速、密封间隙、密封压力等操作参数和孔深、倾斜角、方向因子、孔数等结构参数对开启力和泄漏率的影响规律进行了数值分析. 结果显示:液体润滑条件下端面倾斜椭圆孔可产生明显的上游泵送效应，增加周向孔数和方向因子可实现被密封介质的完全零泄漏，同时可产生明显的流体动压效应使端面开启力提高50%以上. 文中密封压力条件下，孔深取5~10 μm，倾斜角取45°，周向孔数大于80，方向因子大于3时，密封可实现完全反向泵送，反向泄漏率的增加与随着孔数、方向因子和孔深的增加而增加.      

一种力–电协同驱动的细胞微流控培养腔理论模型

细胞培养液在微流控生物反应器中受到外界物理场(如压力梯度或者电场)作用流动而产生流体剪应力,并进一步刺激种子细胞调控其内部基因的表达,从而促进细胞的分化和生长,这个过程在自然生命组织内的微管中亦是如此.考虑到细胞培养微腔隙中液体流动行为很难实验量化测定,理论建模分析是目前可行的研究手段.因此建立了矩形截面的细胞微流控培养腔理论模型,将外部的物理驱动场(压力梯度与电场)与培养腔内液体的流速、切应力和流率联系起来,分别得到了压力梯度驱动(pressure gradient driven,PGD)、电场驱动(electric field driven,EFD)及力–电协同驱动(pressure-electricity synergic driven,P-ESD)三种驱动方式下的液体流动理论模型.结果表明该理论模型与现有的实验结果基本一致,即力–电协同作用下的解答为压力梯度驱动和电场驱动结果的叠加.细胞培养腔内的流体流速、剪应力及流率幅值均正比于外部物理场强幅值,但随着压力梯度驱动载荷频率的增大而减小,随着电场驱动频率的变化不明显.在压力梯度驱动作用下,细胞贴壁处的切应力随着腔高的增大而线性增大,流率则随着腔高的增大而非线性增大,而电场驱动下的结果不受腔高的影响.生理范围内的温度场变化对压力和电场驱动的结果影响不大.另外,在引起细胞响应的流体切应力水平,电场驱动能提供较大的切应力幅值而压力梯度驱动则能提供较大的流率幅值.该理论模型的建立为细胞微流控生物反应器实验系统的设计及参数优化提供理论参考,同时也为力–电刺激细胞生长、分化机理的研究的提供基础.     

人的密质骨的力学性能

本文把骨组织看作是一种材料和骨骼系统的粘弹性结构元件,评述了它们的力学性能.首先描述了骨的结构,包括宏观结构、微结构和超微结构.随后是骨的力学性能.第三部分介绍了哈弗氏骨的力学模型.笔者指出,单个哈弗氏骨可考虑为正交铺设的胶原纤维增强的粘弹性厚壁筒.最后讨论了哈弗氏骨的应力-应变关系.显然,简单的弹性关系是不可用于实际的.      

生物芯片中周期性电渗驱动液体薄膜的流动特性

研究了二维周期性电渗驱动液体薄膜的流动特性. 以Debye-Hückel 假设近似下线性化的Poisson-Boltzmann方程描述双电层电动势分布和电荷密度的分布关系, 与黏性不可压缩流体Navier-Stokes方程相耦合, 得到流体在自由面与固壁之间的周期电渗流流场的精确解. 结果显示, 薄膜内速度振幅与流体黏性密切相关, 雷诺数越大, 速度振幅就越小. 该文还细致分析了雷诺数和自由面ζ电势对自由面的流速振幅和薄膜内速度相位差的影响.     

陷窝强化对流换热机理数值模拟分析

为了给后续优化陷窝设计提供参考,本文采用RANS数值模拟了底板布置典型深宽比为0.2的陷窝的两组光滑平板间充分发展对流换热流动的情况,分析了陷窝强化对流换热的机理。为验证数值模拟方法的可靠性,建立了与已有文献中的实验一致的模型,与实验结果对比,数值结果误差小于6%,验证了本文数值模拟方法的可靠性。本文通过此数值模拟方法研究表明:陷窝背风面动量输入小、流速低、对流换热弱、类龙卷风涡对壁面螺旋型焦点处对流换热最多减弱50%;陷窝尖后缘的高速绕流、冲击、边界层不连续发展和湍流强度增强等强化了对流换热;陷窝后缘处对流换热最大增强25%;尾流诱导达两倍陷窝表面直径距离的纵向涡对,由于纵向涡对在对称面上诱导向上的速度,对流换热减弱;由于纵向涡对两侧诱导向下的速度,对流换热较强;尾流区换热增强5%~25%。从整体来看,陷窝强化了对流换热。     

材料表面润湿性调控及减阻性能研究

设计合成不同结构的自组装分子,使其可以在不改变表面粗糙度的情况下改变表面的润湿性能;利用低表面能涂层修饰粗糙表面得到超疏水表面.采用流变仪和水洞试验分别在层流和湍流流动状态下测试了具有不同润湿行为的亲、疏水材料的减阻性能.结果表明:在层流流动状态,随着不同表面的接触角从13°增加到45°、113°和161°,减阻率随之从1.8%增大到7.2%、7.9%和14.9%;在湍流流动状态下,自组装涂层接触角为13°、45°和113°的三组模型的平均减阻率为0.8%、1.9%和6.8%,最大减阻率分别可达3.6%、9.2%和18.0%.两种流体流动中均存在材料表面水接触角增加减阻效率增大的行为.     

微纳米结构壁面对流场及动压润滑的影响研究

固体边界具有的微纳米结构将影响流体在近壁面处的流动行为,进而由于尺度效应改变流体在整个微间隙的流动或润滑规律.将壁面可渗透微纳米结构等效为多孔介质薄膜,采用Brinkman方程来描述流体在近壁面边界渗透层内的流动,并将其与自由流动区域的不可压缩流体Navier-Stokes控制方程耦合,在界面处的连续边界条件下求解和分析了速度分布规律和压力变化规律.针对恒定法向承载力的油膜润滑条件,进一步讨论了静止表面或运动表面的微纳米结构对近壁面流动行为的影响;并揭示了考虑壁面微纳米结构的流体动压润滑的油膜厚度和摩擦系数的变化规律.论文结果为具有可渗透微结构表面的微间隙流动与润滑提供了理论参考.     

页岩有机质纳米孔隙气体吸附与流动规律研究

页岩储层孔隙结构复杂, 气体赋存方式多样. 有机质孔隙形状对受限空间气体吸附和流动规律的影响尚不明确, 导致难以准确认识页岩气藏气体渗流机理. 为解决该问题, 本文首先采用巨正则蒙特卡洛方法模拟气体在不同形状有机质孔隙(圆形孔隙、狭长孔隙、三角形孔隙、方形孔隙)内吸附过程, 发现不同形状孔隙内吸附规律符合朗格缪尔单层吸附规律, 分析了绝对吸附量、过剩吸附浓量、气体吸附参数随孔隙尺寸、压力的变化, 研究了孔隙形状对气体吸附的影响. 在明确不同形状有机质孔隙内气体热力学吸附规律基础上, 建立不同形状有机质孔隙内吸附气表面扩散数学模型和考虑滑脱效应的自由气流动数学模型, 结合分子吸附模拟结果研究了不同孔隙形状、孔隙尺寸有机质孔隙内吸附气流动与自由气流动对气体渗透率的贡献. 结果表明, 狭长孔隙内最大吸附浓度和朗格缪尔压力最高, 吸附气表面扩散能力最弱. 孔隙半径5 nm以上时, 吸附气表面扩散对气体渗透率影响可忽略. 本文研究揭示了页岩气藏实际生产过程中有机质孔隙形状对页岩气吸附和流动能力的影响机制.      

微重力流体物理专题序

微重力流体物理主要研究微重力环境中流体的行为及运动规律以及重力变化对运动规律的影响. 微重力环境中, 浮力对流、重力沉降及分层、液体静压等极大地减小, 地面重力效应掩盖的次级效应凸显, 从而影响或改变流体运动机制与行为. 微重力流体物理研究关注微重力环境(包括低重力环境)中液体、气体或多相混合物以及分散体系等物质的流动...     

一种力-电协同驱动的细胞微流控培养腔理论模型

细胞培养液在微流控生物反应器中受到外界物理场（如压力梯度或者电场）作用流动而产生流体剪应力,并进一步刺激种子细胞调控其内部基因的表达,从而促进细胞的分化和生长,这个过程在自然生命组织内的微管中亦是如此。考虑到细胞培养微腔隙中液体流动行为很难实验量化测定,理论建模分析是目前可行的研究手段。因此建立了矩形截面的细胞微流控培养腔理论模型,将外部的物理驱动场（压力梯度与电场）与培养腔内液体的流速、切应力和流率联系起来,分别得到了压力梯度驱动（Pressure gradient driven,PGD）、电场驱动（Electric field driven,EFD）及力-电协同驱动（Pressure-electricity synergic driven,P-ESD）三种驱动方式下的液体流动理论模型。结果表明该理论模型与现有的实验结果基本一致,具体地:力-电协同作用下的解答为压力梯度驱动和电场驱动结果的叠加。细胞培养腔内的流体流速、剪应力及流率幅值均正比于外部物理场强幅值,但随着压力梯度驱动载荷频率的增大而减小,随着电场驱动频率的变化不明显。在压力梯度驱动作用下,细胞贴壁处的切应力随着腔高的增大而线性增大,流率则随着腔高的增大而非线性增大,而电场驱动下的结果不受腔高的影响。生理范围内的温度场变化对压力和电场驱动的结果影响不大。另外,在引起细胞响应的流体切应力水平,电场驱动能提供较大的切应力幅值而压力梯度驱动则能提供较大的流率幅值。该理论模型的建立为细胞微流控生物反应器实验系统的设计及参数优化提供理论参考,同时也为力-电刺激细胞生长、分化机理的研究的提供基础。      

骨的力–电效应研究方法与进展

骨组织在受到应力作用(正常的生理活动)变形后在骨内产生电位的现象称为骨的力–电效应,它主要包括压电效应和动电效应.研究骨在动态过程中产生的电位幅值和分布特点,不仅是了解电刺激骨生长机理的必要步骤,也是实现骨治疗和重建的生理基础.它一方面是用数学方法来描述外力作用下其电位大小与应力、应变、应变率及加载速率的关系,另一方面是考察生理环境(pH值、离子浓度、温度、湿度等)对电位的影响.首先对力–电理论进行了简单的介绍,重点总结了其研究方法,包括理论模型和分离式霍普金生杆冲击、弯曲变形及缓冲液中的动态测试等实验方法.此外,对骨替代材料和牙本质领域的力–电效应研究也进行了一定的综述.