Глава 1. Обзор научных информационных источников
Явление неустойчивости возмущенных границ раздела и свободной поверхности вещества, движущихся с переменным ускорением, представляет большой интерес для специалистов в различных областях физики высоких плотностей энергии. Обычно исследуются неустойчивость Рэлея — Тейлора, возникающая при действии на границу раздела сред разной плотности ускорения, вектор которого перпендикулярен поверхности раздела и направлен от вещества с меньшей плотностью; неустойчивость Рихтмайера — Мешкова, возникающая, когда стационарная ударная волна (УВ), направление распространения которой перпендикулярно границе раздела веществ разной плотности, проходит через эту границу ; неустойчивость Кельвина — Гельмгольца, возникающая, когда имеется разрыв тангенциальной составляющей поля скоростей. Следует отметить, что эти явления наиболее подробно исследованы для веществ в жидком и газообразном состояниях. Менее изучена неустойчивость в твердых средах с прочностью, а имеющиеся публикации носят отрывочный и противоречивый характер. Тем не менее в результате экспериментальных и расчетно-теоретических исследований в рамках идеально упругой, идеально пластической моделей среды установлено, что реологические характеристики среды (прочность, вязкость) оказывают стабилизирующее действие на развитие возмущений границ или поверхностей. В зависимости от используемой модели среды в качестве критериев, определяющих переход возмущенной поверхности из устойчивой в неустойчивую область, приняты следующие параметры возмущений: критическая длина волны, критическая начальная амплитуда или их комбинация.
Существуют различные способы задания начальных локальных (периодических) возмущений. Часто их выбор обусловлен соображениями удобства при дальнейшем использовании в численных расчетах. В связи с этим имеет смысл остановиться на вопросе о способах задания начальных локальных и периодических возмущений на границах (поверхностях) твердых сред с прочностью, неустойчивость которых исследуется в экспериментах.
В этих экспериментах возмущения синусоидальной формы задавались в виде выточек на поверхности пластин из алюминия и стали, которые разгонялись с помощью заряда взрывчатого вещества (ВВ). Следует отметить, что за счет «разномассности» более тонкие участки пластины должны приобретать бoльшие скорости. Под разномассностью понимается разность удельных масс в возмущенной и невозмущенной областях, отнесенная к удельной массе в невозмущенной области. Поэтому на исследуемый процесс может влиять увеличение амплитуды возмущений, связанное с разномассностью: ?t/t ' ?m/m. Кроме того, в более поздних исследованиях при том же способе задания возмущений на пластинах из алюминия показано, что со временем происходит разрыв материала пластины по месту выполнения выточек.
В локальное возмущение, имеющее форму, близкую к синусоидальной, задавалось у разгоняемых тонких пластин за счет выхода на них искривленного фронта ударной или детонационной волны (ДВ), генерируемой в экране или слое ВВ, к которому она примыкала, при нагружении ударником с искривленной поверхностью. В начальные периодические возмущения синусоидальной формы у цилиндрических оболочек также задавались искривленным фронтом ДВ, которая создавалась за счет многоточечного инициирования заряда ВВ по его наружной поверхности. Эти способы задания начальных возмущений более соответствуют практическим целям, например при высокоскоростном метании и торможении металлических лайнеров, в задачах инерциального термоядерного синтеза и т. п. Однако здесь также имеются некоторые особенности эволюции начальных возмущений, связанные с неоднородностью давления («разнодинамичностью») за искривленным фронтом ДВ или УВ при выходе их на исследуемую пластину (оболочку). Под разнодинамичностью понимается разность распределения импульсов давления в профиле P(t) в возмущенной и невозмущенной областях. На рисунке 1 а,б приведены эволюция формы пластины и эпюры избыточных давлений соответственно при выходе на нее искривленного фронта ДВ (1 — фронт ДВ, 2 — пластина). В этом случае за счет эффекта схождения за отстающими участками фронта (область I) появляются зоны повышенного давления (?P+ > 0), за опережающими (область II) — зоны пониженного давления (?P? < 0). Абсолютные значения ?P+, ?P? зависят от кривизны соответствующих участков фронта. Из-за различия знаков ?P за отстающими и опережающими участками фронта отстающие участки пластин приобретают б?oльшие скорости и опережают соседние участки. На первый взгляд вследствие возникшей разности скоростей между областями I и II пластины возмущения должны неограниченно возрастать. Однако этого не происходит, так как соотношение между ?P+ и ?P?, а также разность скоростей не остаются постоянными. От возникших в начальный момент локальных зон повышенного (пониженного) давления распространяются сферические волны сжатия (растяжения), и области сжатия сменяются областями растяжения при монотонном уменьшении амплитуды колебания ?P. Действительно опыты по разгону тонких пластин в воздухе и вакууме показывают, что рассмотренная особенность, связанная с разнодинамичностью искривленного фронта УВ, приводит к изменению фазы начального возмущения и не влияет на его амплитуду в дальнейшем. Об этом свидетельствуют и результаты опытов по разгону пластин при многоточечном инициировании заряда ВВ. В то же время, если значение ?P соизмеримо с прочностью материала пластины, то за счет разнодинамичности может наблюдаться трансформация возмущения, например удвоение его частоты.
Рисунок 1 – Эволюция формы пластины и эпюры избыточных давлений соответственно при выходе на нее искривленного фронта.
Ниже приведены результаты экспериментальных исследований другого способа задания начальных локальных возмущений для исследования неустойчивости Рэлея — Тейлора в средах с прочностью. Используется слойка из двух пластин разной плотности, например из алюминия и стали, в одной из которых имеется вставка для задания возмущения (рисунок 2; а — ?4 > ?2 > ?1, б — ?4 > ?2 > ?3 > ?1). Такая геометрия сборки позволяет варьировать и контролировать характерные исходные и текущие параметры развивающейся неустойчивости: — соответствующим подбором соотношения плотностей и геометрических размеров вставки (рисунок 2) можно деформировать фронт ударной волны с целью получения требуемой формы и необходимой амплитуды. Исходя из условий задания локального возмущения параметры УВ легко рассчитываются для одномерной и двумерной геометрии; — можно создавать локальное возмущение удельной массы, т. е. зафиксировав, например, искривление УВ, варьировать массу в зоне возмущения. Таким образом можно определить влияние некоторой физической величины на развитие неустойчивости (при заданном локальном возмущении); — можно задавать возмущения в амплитуде давления УВ и распределении давления за фронтом УВ, т. е. создавать профиль давления УВ заданной формы и соответствующей длительности. Этот эффект также достигается подбором плотностей и геометрических размеров вставки. Слойка разгоняется продуктами взрыва при детонации заряда ВВ. При этом реализуется система, в которой ускорение направлено от легкого слоя (алюминий) к тяжелому (сталь), и создаются условия для развития неустойчивости Рэлея — Тейлора. В экспериментах, так же как в [6, 15], фотохронографическим методом с помощью оптического приемника с отсечкой, располагаемого на различных расстояниях l от свободной поверхности стальной пластины, исследовалось поведение ее участка в области вставки. Результаты экспериментов представлены в таблице, где ?t — «разновременность» участка стальной пластины в области со вставкой (под разновременностью понимается асинхронность пересечения различными участками пластины плоскости оптического приемника); ?m = (mв ? m)/m — дефект массы, вносимый материалом вставки; знак « ? » или « + » у символа ?m обозначает, что область со вставкой легче или тяжелее невозмущенной области; mв и m — массы возмущенной и невозмущенной областей.
Рисунок 2 – слойка из двух пластин разной плотности (алюминия и стали)
Таблица 1 – Профиль стальной пластины в зависимости от возбуждения
За время полета пластины происходит смена знака возмущения на свободной поверхности пластины в области под вставкой: отставание переходит в опережение независимо от разномассности, значение которой менялось в пределах ?8 % < ?m < 8 %. При ?m = ?8 % и ?m = 0 смена знака возмущения происходит в начале движения пластины (l 6 5 мм), при ?m = 8 % — на более поздних стадиях движения пластины.
На одной и той же базе измерения изменение массы локального возмущения в сторону положительных значений ?m приводит к уменьшению величины опережающего возмущения. Под краями локального возмущения возникает отставание, хотя участок, соответствующий центру возмущения, по-прежнему находится в опережении. Как уже отмечалось, отставание под локальным возмущением определяется разностью скоростей ударной волны в пластине и зоне возмущения.
Волны разгрузки, формирующиеся на границе зон, движущихся с разными скоростями, тормозят полет невозмущенной области в пластине. В результате зона отставания (впадина) движется с большей скоростью, формируется опережающее возмущение (выпуклость). Утяжеление зоны возмущения (?m > 0) сглаживает влияние волны разрежения.
В заключение следует отметить, что в опытах, проведенных с большим диаметром возмущения (диаметр вставки 30 мм) при прочих равных условиях, общий характер эволюции локального возмущения не меняется, а при замене слоя из стали слоем из свинца происходит увеличение амплитуды возмущения. Таким образом, рассмотренный способ задания локальных возмущений позволяет варьировать и контролировать исходные и текущие параметры возмущений при исследовании процесса неустойчивости в средах с прочностью [1].
1.1 Особенности использования металлических конструкций в травматологии и ортопедии
Проблема лечения пациентов с патологией опорно-двигательной системы с каждым годом приобретает все большее значение, что связано с ростом травматизма и инвалидности как последствиями повреждений [2]. Кроме того, увеличение продолжительности жизни населения неизбежно приводит к инволютивным поражениям суставов. При этом, развитие вторичных артрозов, обусловленных дисплазиями, системными и другими заболеваниями скелета, не уменьшается [3]. Совершенствование медицинской помощи при поражениях опорнодвигательной системы актуально, поскольку касаются они, зачастую, лиц молодого возраст. В целях повышения эффективности лечения пациентов приоритетным является хирургическое вмешательство, которое обеспечит их раннюю активизацию и возврат к обычному образу жизни. Разумеется, остеосинтез, реконструктивные вмешательства, эндопротезирование, костная пластика и т.п. непосредственно связаны с использованием металлических имплантатов.
Вместе с тем, количество осложнений и неудовлетворительных исходов лечения патологии опорно-двигательной системы, а особенно переломов, остаётся высоким и достигает 30-35% [4].
Эффективность лечения пациентов с повреждениями или заболеваниями костей и суставов во многом зависит от подготовки персонала и технического оснащения клиники. Но даже при идеальной технике вмешательства осложнения возможны, если фиксация костных фрагментов будет осуществлена некачественной конструкцией. Это может быть и накостная пластина, винты, стержень или спица аппарата внешней фиксации.
Требования к ним хорошо известны: полная репозиция и стабильная фиксация костных фрагментов; сберегательное отношение к остеогенным тканям; хорошее кровоснабжение оперированной конечности; оптимальный темп и ритм дистракции (при необходимости удлинения конечности); восстановление функциональных возможностей конечности с первых дней после операции [5].
Однако патологическая реакция организма в виде металлоза достаточно часто отмечается хирургами при удалении кострукций, а воспалительные явления в области проведенного вмешательства даже на ранних сроках. Последствием неудачного остеосинтеза может быть инфицирование канала стержня (10-30%), развитие кист (10%), стержневой остеомиелит (2%) и т.д.
Метод чрескостного остеосинтеза непосредственно связан с именем академика Г.А. Илизарова. Широкое его использование для остеосинтеза и лечения заболеваний костно-суставной системы в конце прошлого и начале этого века постепенно незаслуженно сведено к минимуму [6]. В последние годы он применяется в практическом здравоохранении значительно реже, в основном при тяжелых повреждениях (многооскольчатые переломы, открытые сочетанные повреждения, посттравматические дефекты костей и мягких тканей и т.п.).
Аппарат внешней фиксации требует контроля и управления специалистом не только в стационаре, но и на амбулаторном этапе лечения. Общий срок лечения переломов длинных костей и тем более замещения дефектов растягивается на четыре и более месяцев. L. Eralp et al. (2004) приводят индекс 1,65 мес./см при удлинении большеберцовой кости аппаратом Илизарова. Подобные сроки лечения, естественно, не могут удовлетворять ни пациента и его родственников, ни государство. Потерю должной популярности оригинального отечественного метода связывают с особенностями медико-экономических стандартов и бюджета здравоохранения в целом.
Одной из слабых сторон метода оказалось возможное использование некачественных спиц и стержней, что приводит как к нарушению фиксирующих свойств, так и развитию воспалительных явлений на коже вокруг мест выхода [7]. Спицевой остеомиелит является одним из основных осложнений при внешней фиксации. А. Б. Слободской отмечал у 49,8% пациентов, прооперированных с помощью спицевой фиксации, различного рода инфекционные осложнения. Причины их видятся в том числе в несоблюдении принципов лечения и несовершенстве металлоконструкций.
Основным направлениям развития, наряду с внеочаговым, традиционно является погружной остеосинтез, причем в последние годы заметно смещение инноваций в сторону интрамедуллярного блокируемого и накостного его вариантов. Каждый из них непосредственно связан с применением имплантатов и зависим от исходного качества остеофиксаторов, как, с точки зрения биомеханических свойств, так и, используемых для их изготовления, материалов [8].
Несмотря на внедрение современных вариантов погружного и чрескостного остеосинтеза в клиническую практику, реальные сроки восстановления качества жизни пострадавших остаются длительными, а уровень инвалидизации после травм продолжает расти, о чем свидетельствуют материалы Х съезда травматологов-ортопедов России. Среди причин инвалидности при поражении опорно-двигательной системы существенную долю занимает несовершенство существующих методов лечения и используемых конструкций [9].
Применяемые в ортопедии металлы - это высокопрочные, биосовместимые сплавы. В основном их используют для структурных компонентов имплантатов. В зависимости от своего состава они могут быть инертными как нержавеющая сталь и сплавы кобальта и хрома (CoCr) или же притягивать остеогенные клетки как титан (Ti) и титановые сплавы. Для медицинских изделий используют три металла и сплавы с различными рецептурами: сплавы, базирующиеся на железе (нежавеющая сталь), кобаль-хромовые сплавы (твердые сплавы или стеллиты) и титан со своими сплавами [10]. С начала 70-х годов ХХ столетия число имплантатов, состоящих из модульных компонентов, постоянно растет, однако в каждой подобной конструкции существуют относительные риски в зоне контакта между двумя компонентами, поскольку в этой зоне в большей степени проявляются трение и коррозия и, следовательно, образование продуктов износа более вероятно. Процесс даже получил собственное название - фреттинг.
Накопившийся опыт по применению имплантатов свидетельствует о том, что проблемы обусловлены как техническим несоответствием предъявляемым требованиям к конструкции, так и патологическим влиянием металла на состояние тканей и обменных процессов в организме [11].
В своих публикациях, Д.Е. Росторгуев и Н.В. Загородний разделяют неудачи, связанные с имплантацией в травматологии и ортопедии на два класса. Один включает в себя осложнения, возникающие в результате повреждения имплантируемого материала (коррозия, деформация, разрушение имплантата, биодеградация и т.д.) Другой класс осложнений развивается в виде общих и локальных реакций организма на появление любого инородного тела.
Многочисленные публикации свидетельствуют о том, что причиной развития большинства осложнений являются негативные реакции, протекающие в зоне контакта имплантатов с биологическими тканями (кровью, лимфой, межклеточной жидкостью, клетками и ферментными системами). Обладая свойствами электролитов, последние оказывают на погружные конструкции коррозионное воздействие [12]. Протекающие при этом анодные процессы характеризуются ионизацией атомов пластин, винтов, спиц, элементов эндопротезов и т.п., диффузией ионов в окружающие ткани с образованием металлоза. В следствие этого, меняются состав и свойства поверхности имплантата, а также происходит нарушение нормальных клеточных процессов в биоструктурах, возникает опасность развития воспалительных явлений и отторжения конструкции.
Коррозию можно считать одним из проявлений процесса биодеградации по отношению к металлам. По мнению большинства исследователей, металлоз после синтеза фиксаторами из нержавеющей стали достигает 25-52,2%, а коррозия 18-21%.
Классифицируют нескольких типов коррозии, начиная от общей, характеризующейся неизбежным влиянием электролитных растворов на все виды металлов, заканчивая коррозионным растрескиванием при различного рода нагрузках в определенной среде. Исследования показали, что металлические материалы после деформаций свыше 0,3-0,5%, когда появляется пластическая составляющая, активно коррозируют в средах, к которыми до этого они были индифферентны [13]. Дальнейший алгоритм процесса хорошо известен: наступает разрушение имплантата, смещение костных фрагментов, замедляется процесс консолидации, формируется ложный сустав и все заканчивается инвалидностью для пациента.
Так же, как и износ, коррозия зависит от конкретной системы и вызывается многими факторами. Она зависит от материала (состав, структура, гомогенность, загрязнения, дефекты, электрический потенциал, потенциал репассивирования и т.п.), от процесса изготовления, состояния наружной поверхности (особенно её шероховатости), от конструкции (габаритные размеры и допуски, в частности, при модульных соединениях, как например, у конуса Морзе), от окружающей среды (в основном от нагрузок, подвижности, показателя кислотности и от комплексного взаимодействия металлургических, химических и трибологических факторов [14].
Благодаря высокой устойчивости металлов и сплавов, используемых в ортопедии, многие типы коррозии здесь практически не встречаются. При использовании имплантатов здесь наблюдаются две ведущие формы коррозии: щелевая, вызванная трением, и коррозия при трении. Точечная коррозия наблюдалась только у высокосортных сталей?, это стало причиной полировки конструкций, поскольку шероховатость поверхности также влияет на скорость коррозии.
Усталость начинается при взаимодействии фиксатора с биологической? средой?, протекает с участием механизмов биодеградации и коррозии, что в конечном счёте приводит к нарушению его работы Продукты, выделяемые в течении этого процесса, оказывают весьма значительное воздействие на уровень биосовместимости материала. Использование подходящих материалов и соразмерных конструкций, а также тщательное соединение избранных компонентов - это наилучший?метод противодействия возникновению обширной? коррозии с её возможными последствиями. Успех лечения при использовании имплантатов в значительной степени зависит от их биомеханической совместимости с тканями организма [15].
Титан и его сплавы чувствительны к износу, вызванному трением, но их электродинамический? потенциал относительно высок, поэтому они коррозионно устойчивы. Композиции CoCr тверже и не так чувствительны к трению и износу, однако их коррозионный?потенциал, составляющий?около 400 мВ, намного ниже.
При взаимодействии между имплантатом и организмом развиваются механизмы отторжения, которые на фоне неблагоприятных электрохимических, иммунологических и биологических реакций, вызванных введением инородного тела. Материал для изготовления имплантатов следует оценивать с учётом основных характеристик. К ним относятся биосовместимость, биоактивность, биорезистентность [16].
Все реакции на имплантацию биоматериалов можно классифицировать: по характеру биологического отклика на специфические и неспецифические по уровню включения биологических реакций на общие и локальные; по времени развития на ранние и поздние.
Материалы, имплантируемые в организм, включают естественные механизмы защиты от проникновения чужеродных тел, к которым относятся: свёртывающая система крови; активация гуморальных и клеточных медиаторов воспаления систем: комплемента, арахидоновой кислоты, калликреин-кинина, гистамина, цитокинов; развитие воспалительного и репарационного процессов; активация системы иммунитета; пролиферация и миграция фибробластов, рост сосудов, грануляционной ткани; фиброз, формирование капсулы; реорганизация и инволюция рубца или капсулы [17].
Активацию иммунной системы биоматериалы могут осуществлять через следующие основные механизмы:
• Влияние на процессы пролиферации и дифференцировки иммунокомпетентных клеток через адгезины, ростовые факторы, интегрины, хемокины, цитокины и другие макромолекулы, адсорбирующиеся на поверхности имплантата;
• Трансформация биомолекул в антигены из-за реакций с продуктами, которые выделяются из материала в процессе коррозии, биодеградации и выщелачивания или электрохимических реакций;
• Конформационные изменения абсорбированных биомакромолекул в электрическом поле поверхности с изменением в третичной, четвертичной структуре, происходящим под действием изменения водородных связей, сил электростатических и (или) Ван-дер-Ваальса.
Принципиально важно, чтобы биомолекулы, адсорбированные на поверхности иплантата, не подвергались конформации и не становились бы в результате этого невосприимчивыми для иммунной и других гомеостатических систем макроорганизма [18].
При коррозии металлических фиксаторов в окружающих тканях возрастает концентрация железа, хрома, никеля, титана. Сочетание различных марок стали в конструкции усиливает коррозию. Весьма неблагоприятно сочетание в металлических сплавах хрома и кобальта, ванадия и титана, высоких концентраций никеля в нержавеющей стали.
Входящие в состав сплавов токсические агенты могут поступать в окружающие ткани не только в результате коррозии, но и механического разрушения имплантата (особенно при трении металла с костью и другими поверхностями). При этом выброс вредных веществ может увеличиваться многратно по сравнению с обычной коррозией.
В литературе описаны аллергические реакции на компоненты металлических конструкций медицинского назначения, с развитием индивидуальной непереносимости имплантатов. Аллергическая реакция на металл развивается, как правило, в виде реакции гиперчувствительности замедленного типа с преобладанием местных проявлений отторжения конструкции. Это отторжение может развиться и через несколько лет, что зачастую расценивается как «непонятное позднее нагноение» [19].
Алюминий, ванадий, кобальт, хром и никель относят к наиболее аллергенным компонентам металлоконструкций. Так, B. Summer и P. Thomas в 2014 году опубликовали сведения о наличии контактной аллергии на никель (Ni) у 13%, на кобальт — 3%, а на хром — у 1% населения.
Необходимо иметь в виду, что аллергическая реакция может быть спровоцирована не только имплантатом, но и отломившимся сверлом, металлической стружкой, кусочками инструментов и т.п.
В последнее время проводятся интенсивные исследования, направленные на разработку нового поколения металлических материалов для имплантатов, в состав которых входят титан (Ti), тантал (Ta), ниобий (Nb), цирконий (Zr) и молибден (Mo), оказывающим меньшее воздействие на ткани организма. При этом, появились публикации о возможном патологическом влиянии циркония на организм экспериментальных животных. В этом плане «материалом выбора» считается титан, аллергия на который является редкостью, тем не менее, и на него не исключена индивидуальная непереносимость [20].
Из указанных материалов наибольший интерес с практической точки зрения представляют ?-метастабильные титановые сплавы, обладающие наименьшими модулями упругости, близкими к соответствующим костной ткани. Кроме того, вышеупомянутые сплавы обладают более высокими показателями износостойкости, в том числе в условиях биологических сред.
Вопросы, касаемые проблемы отдельных случаев гиперчувствительности организма к компонентам имплантатов, периодически поднимались среди специалистов в области разработки биологически совместимых материалов для изготовления имплантатов. Тем не менее, данная проблема так и не получила широкого обсуждения среди хирургов.
